JP2002501191A - Optical sensor with reflective material and method for making such an optical sensor - Google Patents
Optical sensor with reflective material and method for making such an optical sensorInfo
- Publication number
- JP2002501191A JP2002501191A JP2000528856A JP2000528856A JP2002501191A JP 2002501191 A JP2002501191 A JP 2002501191A JP 2000528856 A JP2000528856 A JP 2000528856A JP 2000528856 A JP2000528856 A JP 2000528856A JP 2002501191 A JP2002501191 A JP 2002501191A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- optical sensor
- poly
- detection layer
- reflective material
- luminescent material
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
- 239000000463 material Substances 0.000 title claims abstract description 181
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 title claims abstract description 126
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 60
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 129
- 239000012491 analyte Substances 0.000 claims abstract description 47
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims abstract description 40
- 238000004020 luminiscence type Methods 0.000 claims abstract description 40
- 239000002491 polymer binding agent Substances 0.000 claims abstract description 33
- 229920005596 polymer binder Polymers 0.000 claims abstract description 30
- 230000008859 change Effects 0.000 claims abstract description 8
- GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N Titan oxide Chemical compound O=[Ti]=O GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 54
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 31
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims description 30
- 239000000049 pigment Substances 0.000 claims description 29
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 27
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims description 27
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims description 27
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 25
- 239000004408 titanium dioxide Substances 0.000 claims description 23
- 238000000576 coating method Methods 0.000 claims description 22
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 claims description 19
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 claims description 19
- XLOMVQKBTHCTTD-UHFFFAOYSA-N Zinc monoxide Chemical compound [Zn]=O XLOMVQKBTHCTTD-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 16
- TZCXTZWJZNENPQ-UHFFFAOYSA-L barium sulfate Chemical compound [Ba+2].[O-]S([O-])(=O)=O TZCXTZWJZNENPQ-UHFFFAOYSA-L 0.000 claims description 16
- CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N Carbon dioxide Chemical compound O=C=O CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 14
- 239000007789 gas Substances 0.000 claims description 14
- 239000007788 liquid Substances 0.000 claims description 14
- BBEAQIROQSPTKN-UHFFFAOYSA-N pyrene Chemical compound C1=CC=C2C=CC3=CC=CC4=CC=C1C2=C43 BBEAQIROQSPTKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 10
- VFMUXPQZKOKPOF-UHFFFAOYSA-N 2,3,7,8,12,13,17,18-octaethyl-21,23-dihydroporphyrin platinum Chemical compound [Pt].CCc1c(CC)c2cc3[nH]c(cc4nc(cc5[nH]c(cc1n2)c(CC)c5CC)c(CC)c4CC)c(CC)c3CC VFMUXPQZKOKPOF-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- GNBHRKFJIUUOQI-UHFFFAOYSA-N fluorescein Chemical compound O1C(=O)C2=CC=CC=C2C21C1=CC=C(O)C=C1OC1=CC(O)=CC=C21 GNBHRKFJIUUOQI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- CPLXHLVBOLITMK-UHFFFAOYSA-N magnesium oxide Inorganic materials [Mg]=O CPLXHLVBOLITMK-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 239000000395 magnesium oxide Substances 0.000 claims description 8
- AXZKOIWUVFPNLO-UHFFFAOYSA-N magnesium;oxygen(2-) Chemical compound [O-2].[Mg+2] AXZKOIWUVFPNLO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 239000002985 plastic film Substances 0.000 claims description 8
- -1 poly (siloxanes Chemical class 0.000 claims description 8
- 229920000915 polyvinyl chloride Polymers 0.000 claims description 8
- 239000011787 zinc oxide Substances 0.000 claims description 8
- 239000001569 carbon dioxide Substances 0.000 claims description 7
- 229910002092 carbon dioxide Inorganic materials 0.000 claims description 7
- KCAMXZBMXVIIQN-UHFFFAOYSA-N octan-3-yl 2-methylprop-2-enoate Chemical compound CCCCCC(CC)OC(=O)C(C)=C KCAMXZBMXVIIQN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 7
- 239000004800 polyvinyl chloride Substances 0.000 claims description 7
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- VVQNEPGJFQJSBK-UHFFFAOYSA-N Methyl methacrylate Chemical compound COC(=O)C(C)=C VVQNEPGJFQJSBK-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- ADCOVFLJGNWWNZ-UHFFFAOYSA-N antimony trioxide Chemical compound O=[Sb]O[Sb]=O ADCOVFLJGNWWNZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 229920000058 polyacrylate Polymers 0.000 claims description 6
- 239000001856 Ethyl cellulose Substances 0.000 claims description 5
- ZZSNKZQZMQGXPY-UHFFFAOYSA-N Ethyl cellulose Chemical compound CCOCC1OC(OC)C(OCC)C(OCC)C1OC1C(O)C(O)C(OC)C(CO)O1 ZZSNKZQZMQGXPY-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 5
- 150000001336 alkenes Chemical class 0.000 claims description 5
- 229910000410 antimony oxide Inorganic materials 0.000 claims description 5
- 150000001993 dienes Chemical class 0.000 claims description 5
- 229920001249 ethyl cellulose Polymers 0.000 claims description 5
- 235000019325 ethyl cellulose Nutrition 0.000 claims description 5
- 229920002457 flexible plastic Polymers 0.000 claims description 5
- GVEPBJHOBDJJJI-UHFFFAOYSA-N fluoranthrene Natural products C1=CC(C2=CC=CC=C22)=C3C2=CC=CC3=C1 GVEPBJHOBDJJJI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 5
- 229920000140 heteropolymer Polymers 0.000 claims description 5
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims description 5
- 150000002825 nitriles Chemical class 0.000 claims description 5
- VTRUBDSFZJNXHI-UHFFFAOYSA-N oxoantimony Chemical compound [Sb]=O VTRUBDSFZJNXHI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 5
- 229920002223 polystyrene Polymers 0.000 claims description 5
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 claims description 5
- PYWVYCXTNDRMGF-UHFFFAOYSA-N rhodamine B Chemical compound [Cl-].C=12C=CC(=[N+](CC)CC)C=C2OC2=CC(N(CC)CC)=CC=C2C=1C1=CC=CC=C1C(O)=O PYWVYCXTNDRMGF-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 5
- XFHJDMUEHUHAJW-UHFFFAOYSA-N n-tert-butylprop-2-enamide Chemical compound CC(C)(C)NC(=O)C=C XFHJDMUEHUHAJW-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229920001603 poly (alkyl acrylates) Polymers 0.000 claims description 4
- 150000004649 carbonic acid derivatives Chemical class 0.000 claims description 3
- 150000002148 esters Chemical class 0.000 claims description 3
- 230000009477 glass transition Effects 0.000 claims description 3
- 150000003949 imides Chemical class 0.000 claims description 3
- 229920002401 polyacrylamide Polymers 0.000 claims description 3
- 229920002647 polyamide Polymers 0.000 claims description 3
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 claims description 3
- 239000007787 solid Substances 0.000 claims description 3
- BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-L Carbonate Chemical compound [O-]C([O-])=O BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-L 0.000 claims description 2
- MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N Dioxygen Chemical compound O=O MYMOFIZGZYHOMD-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229910001882 dioxygen Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 238000001035 drying Methods 0.000 claims description 2
- JRZJOMJEPLMPRA-UHFFFAOYSA-N olefin Natural products CCCCCCCC=C JRZJOMJEPLMPRA-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- DZBUGLKDJFMEHC-UHFFFAOYSA-N acridine Chemical compound C1=CC=CC2=CC3=CC=CC=C3N=C21 DZBUGLKDJFMEHC-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 8
- QGZKDVFQNNGYKY-UHFFFAOYSA-N Ammonia Chemical compound N QGZKDVFQNNGYKY-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 4
- 229940088644 n,n-dimethylacrylamide Drugs 0.000 claims 3
- YLGYACDQVQQZSW-UHFFFAOYSA-N n,n-dimethylprop-2-enamide Chemical compound CN(C)C(=O)C=C YLGYACDQVQQZSW-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 3
- 229910021529 ammonia Inorganic materials 0.000 claims 2
- 239000001023 inorganic pigment Substances 0.000 claims 2
- FYYHWMGAXLPEAU-UHFFFAOYSA-N Magnesium Chemical compound [Mg] FYYHWMGAXLPEAU-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 125000005250 alkyl acrylate group Chemical group 0.000 claims 1
- KPUWHANPEXNPJT-UHFFFAOYSA-N disiloxane Chemical class [SiH3]O[SiH3] KPUWHANPEXNPJT-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 229910052749 magnesium Inorganic materials 0.000 claims 1
- 239000011777 magnesium Substances 0.000 claims 1
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 146
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 29
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 29
- 229910010413 TiO 2 Inorganic materials 0.000 description 26
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 25
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 19
- WYURNTSHIVDZCO-UHFFFAOYSA-N Tetrahydrofuran Chemical compound C1CCOC1 WYURNTSHIVDZCO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 16
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 15
- 239000000975 dye Substances 0.000 description 13
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 11
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 description 8
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 8
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 8
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 8
- YLQBMQCUIZJEEH-UHFFFAOYSA-N tetrahydrofuran Natural products C=1C=COC=1 YLQBMQCUIZJEEH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 229920002799 BoPET Polymers 0.000 description 7
- YXFVVABEGXRONW-UHFFFAOYSA-N Toluene Chemical compound CC1=CC=CC=C1 YXFVVABEGXRONW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 239000000872 buffer Substances 0.000 description 6
- 229920006267 polyester film Polymers 0.000 description 6
- MTYHUTYJKFVTJJ-UHFFFAOYSA-N 4-hydroxypyrene-1,2,3-trisulfonic acid Chemical compound OS(=O)(=O)C1=C(S(O)(=O)=O)C(S(O)(=O)=O)=C2C(O)=CC3=CC=CC4=CC=C1C2=C34 MTYHUTYJKFVTJJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 5
- 239000011324 bead Substances 0.000 description 5
- 239000011230 binding agent Substances 0.000 description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 5
- 238000000504 luminescence detection Methods 0.000 description 5
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 4
- 239000011247 coating layer Substances 0.000 description 4
- 230000002209 hydrophobic effect Effects 0.000 description 4
- 238000003801 milling Methods 0.000 description 4
- 230000008569 process Effects 0.000 description 4
- VDZOOKBUILJEDG-UHFFFAOYSA-M tetrabutylammonium hydroxide Chemical compound [OH-].CCCC[N+](CCCC)(CCCC)CCCC VDZOOKBUILJEDG-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 4
- UONOETXJSWQNOL-UHFFFAOYSA-N tungsten carbide Chemical compound [W+]#[C-] UONOETXJSWQNOL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 3
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 description 3
- 238000000151 deposition Methods 0.000 description 3
- 239000007850 fluorescent dye Substances 0.000 description 3
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 3
- 229920006255 plastic film Polymers 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 238000010791 quenching Methods 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 3
- 241000894007 species Species 0.000 description 3
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 3
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- BPYKTIZUTYGOLE-IFADSCNNSA-N Bilirubin Chemical compound N1C(=O)C(C)=C(C=C)\C1=C\C1=C(C)C(CCC(O)=O)=C(CC2=C(C(C)=C(\C=C/3C(=C(C=C)C(=O)N\3)C)N2)CCC(O)=O)N1 BPYKTIZUTYGOLE-IFADSCNNSA-N 0.000 description 2
- 229920000298 Cellophane Polymers 0.000 description 2
- 241001227713 Chiron Species 0.000 description 2
- HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N Chloroform Chemical compound ClC(Cl)Cl HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 2
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 2
- XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N Iron Chemical compound [Fe] XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- CERQOIWHTDAKMF-UHFFFAOYSA-M Methacrylate Chemical compound CC(=C)C([O-])=O CERQOIWHTDAKMF-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- XSQUKJJJFZCRTK-UHFFFAOYSA-N Urea Chemical compound NC(N)=O XSQUKJJJFZCRTK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000011358 absorbing material Substances 0.000 description 2
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 2
- 238000007605 air drying Methods 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 239000012062 aqueous buffer Substances 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 2
- 239000012482 calibration solution Substances 0.000 description 2
- 239000006229 carbon black Substances 0.000 description 2
- DDRJAANPRJIHGJ-UHFFFAOYSA-N creatinine Chemical compound CN1CC(=O)NC1=N DDRJAANPRJIHGJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 2
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 2
- 239000010408 film Substances 0.000 description 2
- 230000005283 ground state Effects 0.000 description 2
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 2
- 229920001600 hydrophobic polymer Polymers 0.000 description 2
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 2
- JVTAAEKCZFNVCJ-UHFFFAOYSA-N lactic acid Chemical compound CC(O)C(O)=O JVTAAEKCZFNVCJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 239000000178 monomer Substances 0.000 description 2
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 2
- 230000035699 permeability Effects 0.000 description 2
- BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N platinum Chemical compound [Pt] BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920002451 polyvinyl alcohol Polymers 0.000 description 2
- 230000000171 quenching effect Effects 0.000 description 2
- 238000000518 rheometry Methods 0.000 description 2
- 239000012086 standard solution Substances 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 2
- OEPOKWHJYJXUGD-UHFFFAOYSA-N 2-(3-phenylmethoxyphenyl)-1,3-thiazole-4-carbaldehyde Chemical compound O=CC1=CSC(C=2C=C(OCC=3C=CC=CC=3)C=CC=2)=N1 OEPOKWHJYJXUGD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920004439 Aclar® Polymers 0.000 description 1
- 241000526960 Amaranthus acanthochiton Species 0.000 description 1
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M Ilexoside XXIX Chemical compound C[C@@H]1CC[C@@]2(CC[C@@]3(C(=CC[C@H]4[C@]3(CC[C@@H]5[C@@]4(CC[C@@H](C5(C)C)OS(=O)(=O)[O-])C)C)[C@@H]2[C@]1(C)O)C)C(=O)O[C@H]6[C@@H]([C@H]([C@@H]([C@H](O6)CO)O)O)O.[Na+] DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M 0.000 description 1
- WHXSMMKQMYFTQS-UHFFFAOYSA-N Lithium Chemical compound [Li] WHXSMMKQMYFTQS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000005041 Mylar™ Substances 0.000 description 1
- 101100219325 Phaseolus vulgaris BA13 gene Proteins 0.000 description 1
- 239000004372 Polyvinyl alcohol Substances 0.000 description 1
- ZLMJMSJWJFRBEC-UHFFFAOYSA-N Potassium Chemical compound [K] ZLMJMSJWJFRBEC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N Silver Chemical compound [Ag] BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000004847 absorption spectroscopy Methods 0.000 description 1
- 230000002378 acidificating effect Effects 0.000 description 1
- 230000002730 additional effect Effects 0.000 description 1
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 description 1
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 1
- 239000003637 basic solution Substances 0.000 description 1
- 230000008033 biological extinction Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 1
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000011088 calibration curve Methods 0.000 description 1
- 239000004202 carbamide Substances 0.000 description 1
- 238000001311 chemical methods and process Methods 0.000 description 1
- 239000000084 colloidal system Substances 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 239000006059 cover glass Substances 0.000 description 1
- 229940109239 creatinine Drugs 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000005137 deposition process Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 238000000295 emission spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000001704 evaporation Methods 0.000 description 1
- 230000008020 evaporation Effects 0.000 description 1
- 230000005281 excited state Effects 0.000 description 1
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010931 gold Substances 0.000 description 1
- 238000000227 grinding Methods 0.000 description 1
- RBTKNAXYKSUFRK-UHFFFAOYSA-N heliogen blue Chemical compound [Cu].[N-]1C2=C(C=CC=C3)C3=C1N=C([N-]1)C3=CC=CC=C3C1=NC([N-]1)=C(C=CC=C3)C3=C1N=C([N-]1)C3=CC=CC=C3C1=N2 RBTKNAXYKSUFRK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 description 1
- 229920001519 homopolymer Polymers 0.000 description 1
- 239000001257 hydrogen Substances 0.000 description 1
- 229910052739 hydrogen Inorganic materials 0.000 description 1
- GPRLSGONYQIRFK-UHFFFAOYSA-N hydron Chemical compound [H+] GPRLSGONYQIRFK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920001477 hydrophilic polymer Polymers 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-M hydroxide Chemical compound [OH-] XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 229910010272 inorganic material Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011147 inorganic material Substances 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical group 0.000 description 1
- 229910052742 iron Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000004310 lactic acid Substances 0.000 description 1
- 235000014655 lactic acid Nutrition 0.000 description 1
- 229910052744 lithium Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 239000002207 metabolite Substances 0.000 description 1
- 239000008267 milk Substances 0.000 description 1
- 210000004080 milk Anatomy 0.000 description 1
- 235000013336 milk Nutrition 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 1
- 239000003960 organic solvent Substances 0.000 description 1
- TWNQGVIAIRXVLR-UHFFFAOYSA-N oxo(oxoalumanyloxy)alumane Chemical compound O=[Al]O[Al]=O TWNQGVIAIRXVLR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000001139 pH measurement Methods 0.000 description 1
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 1
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229910052697 platinum Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000005023 polychlorotrifluoroethylene (PCTFE) polymer Substances 0.000 description 1
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 description 1
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 description 1
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 description 1
- 150000004032 porphyrins Chemical class 0.000 description 1
- 239000011591 potassium Substances 0.000 description 1
- 229910052700 potassium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000001737 promoting effect Effects 0.000 description 1
- 238000006862 quantum yield reaction Methods 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 238000002310 reflectometry Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 1
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 1
- 239000013535 sea water Substances 0.000 description 1
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000004332 silver Substances 0.000 description 1
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 1
- 239000002002 slurry Substances 0.000 description 1
- 239000011734 sodium Substances 0.000 description 1
- 229910052708 sodium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000004528 spin coating Methods 0.000 description 1
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 1
- 229920001897 terpolymer Polymers 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 1
- 239000010936 titanium Substances 0.000 description 1
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000000411 transmission spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 1
- 238000009827 uniform distribution Methods 0.000 description 1
- 239000011800 void material Substances 0.000 description 1
- 238000003260 vortexing Methods 0.000 description 1
- 238000009736 wetting Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
- G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
- G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
- G01N21/6428—Measuring fluorescence of fluorescent products of reactions or of fluorochrome labelled reactive substances, e.g. measuring quenching effects, using measuring "optrodes"
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
- G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
- G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
- G01N21/6428—Measuring fluorescence of fluorescent products of reactions or of fluorochrome labelled reactive substances, e.g. measuring quenching effects, using measuring "optrodes"
- G01N2021/6432—Quenching
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Immunology (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)
Abstract
(57)【要約】 支持体および検出層を含む光学センサが提供され、その検出層が、（ａ）ルミネッセンス材料のルミネッセンス強度が、分析物の量の変動に伴って変化するルミネッセンス材料と、（ｂ）ルミネッセンス材料の励起および発光波長の高効率反射を有する反射材料と、（ｃ）ルミネッセンス材料および反射材料を共に支持および保持するためのポリマーバインダと、を含む。そのような光学センサは、高散乱試料中のガス状、イオン性、および非イオン性分析物の検出に都合良く使用され得る。そのような光学センサの作製のための方法もまた提供される。 An optical sensor comprising a support and a detection layer is provided, the detection layer comprising: (a) a luminescent material, wherein the luminescence intensity of the luminescent material changes with a change in the amount of the analyte; b) a reflective material having high efficiency reflection of the excitation and emission wavelengths of the luminescent material, and (c) a polymer binder for supporting and holding the luminescent material and the reflective material together. Such optical sensors can be conveniently used for the detection of gaseous, ionic, and non-ionic analytes in highly scattered samples. A method for making such an optical sensor is also provided.
Description
【０００１】 （技術分野） 本発明は、概して光学センサおよび光学センサを作製するための方法に関する
。より詳細には、本発明は、ルミネッセンス検出器に基づく光学センサに関し、
そのルミネッセンス検出器は、ルミネッセンス材料を含む同じ層に高反射材料を
含む。典型的に、ルミネッセンス材料および反射材料を含むこの層は、光学セン
サの外部表面を形成し、分析される材料を含む混合物と直接的に接触する。TECHNICAL FIELD The present invention relates generally to optical sensors and methods for making optical sensors. More particularly, the present invention relates to optical sensors based on luminescence detectors,
The luminescence detector includes a highly reflective material in the same layer that contains the luminescent material. Typically, this layer comprising the luminescent and reflective materials forms the outer surface of the optical sensor and is in direct contact with the mixture containing the material to be analyzed.
【０００２】 （背景） 蛍光またはリン光材料に基づく光学センサは、血液および海水のような液体試
料中の様々なガスおよびイオン性材料を検出する場合に使用するとして公知であ
る。典型的に酸素センサは、試料中の分析物ガスによるセンサ内でのルミネッセ
ンス材料のルミネッセンスの消光に基づく。ＭａｃＣｒａｉｔｈらによるＪ．Ｓ
ｏｌ−Ｇｅｌ−Ｓｃｉ．ａｎｄ Ｔｅｃｈ．，８，１０５３−１０６１頁（１９
９７）およびその参考文献に記載されるように分析物濃度に関するルミネッセン
ス信号における変更は、Ｓｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒの式によって記述される。 Ｉ0／Ｉ＝１＋ＫSV［分析物］ ここでＩ0は分析物が存在しないときのルミネッセンス信号であり、ＫSVは、感 度を決定するＳｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒ消光定数である。信頼性のある分析のた
めに、直線的関係、またはルミネッセンス信号と、ガス状または溶解した形態の
ガスの分圧のような量との間で応答することは好ましい。BACKGROUND Optical sensors based on fluorescent or phosphorescent materials are known for use in detecting various gases and ionic materials in liquid samples such as blood and seawater. Typically, oxygen sensors are based on the quenching of the luminescence of a luminescent material in the sensor by an analyte gas in a sample. J. MacCraith et al. S
ol-Gel-Sci. and Tech. , 8, 1053-1061 (19)
97) and changes in the luminescence signal with respect to analyte concentration as described in that reference are described by the Stern-Volmer equation. I 0 / I = 1 + K SV [analyte] where I 0 is the luminescence signal when no analyte is present, and K SV is the Stern-Volmer extinction constant that determines the sensitivity. For reliable analysis, it is preferable to respond between a linear relationship, or luminescence signal, and an amount, such as the partial pressure of a gas in gaseous or dissolved form.
【０００３】 または、そのような光学センサは、蛍光色素を使用し得、その蛍光色素は吸光
度特性を変化させ、よって試料または内部センサｐＨに従って、プロトン化また
は脱プロトン化の発光量を間接的に変化させる。そのようなセンサの２つの実施
例は、米国特許第５，５０６，１４８号に記載される色素ヒドロキシピレントリ
スルホン酸を有するＣＯ2センサと、ＡｌｄｅｒらによるＷＯ９５−３０１４８ において記載される色素フルオレセインを有するｐＨセンサと、を含み、両者は
、本明細書中で参考として援用する。[0003] Alternatively, such optical sensors may use fluorescent dyes, which change the absorbance characteristics, and thus indirectly modulate the amount of protonated or deprotonated luminescence according to the sample or internal sensor pH. Change. Two examples of such sensors are the CO 2 sensor with the dye hydroxypyrenetrisulfonic acid described in US Pat. No. 5,506,148 and the dye fluorescein described in WO 95-30148 by Alder et al. PH sensor, both of which are incorporated herein by reference.
【０００４】 これらの光学センサにおいて、ルミネッセンス材料の励起および発光波長に対
して透明である基板が、典型的に使用される。このタイプの基板は、基板上にル
ミネッセンス材料を含む薄いセンサコーティングまたは層を、試料と接触させる
ことを可能とする。一方、励起光がセンサコーティングに到達すること、および
ルミネッセンス材料によって生成された発光信号が透明な基板を介して検出され
ることを可能にする。概して光学センサに対するこのアプローチに関し、血液、
およびミルクのような特定の試料は、励起光を吸収、分散、または反射する傾向
があり、発光信号の一方がセンサ検出層に戻り、あるいは透明基板を通過して検
出光学装置に戻るため、信頼できる分析の測定を達成することが困難である。光
学的な妨害の他のタイプは、光学センサおよび試料のまわりの外界条件からの迷
光、第１センサの付近に位置付けられた第２光学センサからの迷光、およびバル
ク試料からの蛍光（すなわち血液の場合におけるビリルビン蛍光）である。In these optical sensors, substrates that are transparent to the excitation and emission wavelengths of the luminescent material are typically used. This type of substrate allows a thin sensor coating or layer containing a luminescent material on the substrate to contact the sample. On the other hand, it allows the excitation light to reach the sensor coating and the luminescence signal generated by the luminescent material to be detected through the transparent substrate. Generally with regard to this approach to optical sensors, blood,
And certain samples, such as milk, tend to absorb, disperse, or reflect the excitation light, causing one of the emission signals to return to the sensor detection layer or to pass through the transparent substrate and back to the detection optics, resulting in reliable It is difficult to achieve a possible analytical measurement. Other types of optical interference include stray light from external conditions around the optical sensor and the sample, stray light from a second optical sensor positioned near the first sensor, and fluorescence from the bulk sample (ie, blood Bilirubin fluorescence in the case).
【０００５】 この問題を解決するための１つのアプローチは、検知層または検出層上の第２
コーティング層を配置しなければならなかった、従って検知層と試料との間に分
離層を挿入する。典型的に、この第２コーティング層によって、励起光および発
光信号を吸収、遮断して、これらが試料に到達することを妨げる。従って励起光
および発光信号の吸収、散乱、または反射に対するヘマトクリット効果によるい
かなる試料に誘起された変化も、実質的に減少される。One approach to solving this problem is to use a second layer on the sensing or sensing layer.
A coating layer had to be placed, thus inserting a separating layer between the sensing layer and the sample. Typically, this second coating layer absorbs and blocks the excitation and emission signals, preventing them from reaching the sample. Thus, any sample-induced changes due to the hematocrit effect on the absorption, scattering, or reflection of the excitation and emission signals are substantially reduced.
【０００６】 検知層上の第２層の使用は、蛍光に基づいたセンサであり、検知層上に積層ま
たはコーティングされた不透明であるが透過性第２層を作製する化学的処理を利
用するセンサに関して記載されてきた。例えば、Ｏｆｆｅｎｂａｃｈｅｒらによ
る米国特許第５，０９１，８００号は、架橋ポリビニルアルコール、またはセロ
ファンから作られるイオン透過性被覆膜の使用を開示し、そのセロファンは型で
引き伸ばされ、さらに不透明膜を形成するために一連の化学処理を介して銀、金
、または白金のコロイド粒子を含浸させる。従ってこの不透明膜は、別の処理工
程において検知層上に配置される。Ｙａｆｕｓｏらによる米国特許番号第４，９
１９，８９１号、第５，０７５，１２７号、第５，０８１，０４１号および第５
，０８１，０４２号は、検知層上の不透明第２層の他の例を記載し、ここで不透
明第２層または被覆層は、カーボンブラックのような非反射性不透明材料を含浸
させたイオン透過性被覆膜であり、あるいは代替的にフタロシアニン銅またはカ
ーボンブラックのような非反射性不透明材料を含むセルロース系樹脂のコーティ
ングである。The use of a second layer on the sensing layer is a sensor based on fluorescence, which utilizes a chemical process to create an opaque but transparent second layer laminated or coated on the sensing layer. Has been described. For example, U.S. Pat. No. 5,091,800 to Offenbacher et al. Discloses the use of ion-permeable coatings made from cross-linked polyvinyl alcohol, or cellophane, which cellophane is stretched in a mold to further form an opaque film. To impregnate silver, gold, or platinum colloid particles through a series of chemical treatments. This opaque film is thus placed on the sensing layer in a separate processing step. US Patent No. 4,9 to Yafuso et al.
Nos. 19,891, 5,075,127, 5,081,041, and 5
No. 081,042 describes another example of an opaque second layer on a sensing layer, wherein the opaque second layer or cover layer is an ion permeable impregnated non-reflective opaque material such as carbon black. Coating, or alternatively, a coating of a cellulosic resin containing a non-reflective opaque material such as copper phthalocyanine or carbon black.
【０００７】 しかし、これらセンサは、その作製において追加の層を要求することに関連し
た欠点を有する。試料と検出層との間の第２層の導入は、分析物と検出層との間
の必要な接触を不利に遮断または抑制する傾向がある。この欠点を克服するため
に第２層は、分析物に対して高透過性でなければならず、検出層に十分に接着し
なければならない。第２処理工程の増加した費用および透過性の問題に加えて、
物質組成および物質特性における変化は、作製において検知層と不透明層との間
、および使用において不透明層と試料との間の材料適合性を考慮する場合、この
第２不透明層を特に問題にする。However, these sensors have drawbacks associated with requiring additional layers in their fabrication. The introduction of a second layer between the sample and the detection layer tends to disadvantageously block or suppress the necessary contact between the analyte and the detection layer. To overcome this drawback, the second layer must be highly permeable to the analyte and must adhere well to the detection layer. In addition to the increased cost and permeability issues of the second processing step,
Changes in material composition and material properties make this second opaque layer particularly problematic when considering material compatibility between the sensing layer and the opaque layer in fabrication and between the opaque layer and the sample in use.
【０００８】 検知層と試料との間に挿入される第２層または被覆層のこれら余分な複雑性お
よび不利さは、共通の譲受人によって同日出願された「Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｅｎ
ｓｏｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｏｐｅｒａｔｉｏｎ」と題される米国同
時係属出願第 号（本明細書中で参考として十分に援用され、以下で「Ｃｈ
ｉｒｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ」と称する）に記載されるよ
うな２つ以上の異なる分析可能な材料または分析物の検出のための単一光学セン
サにおいて、２つ以上の異なる検知層が存在する場合に増加する。これら異なる
各検知層は、恐らく各検知層について異なる、整合した第２層または被覆層を要
する。さらに不透明第２層または被覆層の、処理、化学的性質、および透過性は
、複雑さを加え、一貫した生産方式で制御することはより困難である。[0008] These extra complications and disadvantages of a second layer or cover layer inserted between the sensing layer and the sample can be attributed to the same assignee's co-filed Optical Sen.
U.S. Patent Application No. Ser.
a single optical sensor for the detection of two or more different analyzable materials or analytes, as described in "iron Sensor Application"), when two or more different sensing layers are present. . Each of these different sensing layers requires a matching second or cover layer, perhaps different for each sensing layer. In addition, the processing, chemistry, and permeability of the opaque second layer or coating layer add complexity and are more difficult to control in a consistent production regime.
【０００９】 光学センサの代替的な型式は、ルミネッセンスにおける差異よりも吸光度の差
異に基づく。吸光度に基づくこれらのセンサは典型的に、分析される試料に対す
る検知層の露出後、励起光がその検知層を介して透過することを要求する。その
分析は、センサの透過または吸光度スペクトルにおける変化を使用し、あるいは
不透明試料の場合、センサの反射スペクトルにおける変化を使用することによっ
て実行される。吸光度に基づくセンサの検出過程は一般に、例えば、ルミネッセ
ンスのためのセンサよりも複雑さが小さい。なぜなら吸光度波長（ａｂｓｏｒｂ
ａｎｃｅ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ）のみが分析物に入るのみであるためである。
２次的な発光波長が存在しないため、光散乱効果のための複雑さは、単一の波長
に制限される。しかし、ルミネッセンス検知は、ただ１つの波長よりもむしろ２
つの別個波長（すなわち励起および発光）に部分的に依存することを部分的には
原因として、より明確で顕著により敏感である。従ってルミネッセンス検知は、
吸光分析よりもかなり低い分析物検出レベルで、吸収分析よりも小さな試料体積
で動作する。[0009] An alternative type of optical sensor is based on differences in absorbance rather than differences in luminescence. These sensors based on absorbance typically require that the excitation light be transmitted through the sensing layer after exposure of the sensing layer to the sample being analyzed. The analysis is performed using changes in the transmission or absorbance spectrum of the sensor, or, in the case of opaque samples, by using changes in the reflection spectrum of the sensor. The detection process of sensors based on absorbance is generally less complex than, for example, sensors for luminescence. Because the absorbance wavelength (absorb
This is because only the ance wave length enters the analyte.
Since there are no secondary emission wavelengths, the complexity for light scattering effects is limited to a single wavelength. However, luminescence detection is more than two wavelengths rather than one wavelength.
It is clearer and noticeably more sensitive, in part due to its partial dependence on two distinct wavelengths (ie, excitation and emission). Therefore, luminescence detection
It operates at much lower analyte detection levels than absorption spectroscopy and with smaller sample volumes than absorption analysis.
【００１０】 吸光度に基づくセンサの１つの変化は、試薬層を有する多重層設計で、そこで
、分析物が試薬と反応して検出可能種を形成し、その検出可能種は検出層に拡散
し、そこでＣｌｅｍｅｎｔによる米国特許番号４，０４２，３３５号に記載され
るように、検出可能種の量が測定される。それはまた光学センサにおいて、全部
で３以上の層になるように拡散層のような追加の層を含む。典型的にこの型式の
光学センサは、スライドフレームホルダに透過基板を有する反射率に基づく測定
システムを使用する。これらセンサの特定の測定要件に対して、二酸化チタン（
ＴｉＯ2）のような反射可能な不透明材料を含む分離した光ブロッキング層が、 多重層の１つとして、Ｐｒｚｙｂｙｌｏｗｉｃｚらによる米国特許第３，９９２
，１５８号、およびＣｌｅｍｅｎｔによる米国特許第４，０４２，３３５号に記
載され、両者を本明細書中に参考として援用し、ならびに以下全てＡｒａｉらに
よる米国特許第４，７８１，８９０号、第４，８９５，７０４号、欧州特許第１
４２，８４９Ｂ１号に記載されてきた。あるいは、Ｐｒｚｙｂｙｌｏｗｉｃｚら
による米国特許第３，９９２，１５８号に記載されるように、不透明材料は拡張
層内にあり得る。Ａｒａｉらによる米国特許第４，８９５，７０４号は、試薬ま
たは登録層を含む親水性層において、検出可能種を測定するために使用される波
長で、光透過率を２．５〜１０％の範囲にするために、二酸化チタンのような光
散乱性粒子を取り込むことをを記載する。One variation of a sensor based on absorbance is a multi-layer design with a reagent layer, where the analyte reacts with the reagent to form a detectable species that diffuses into the detection layer, The amount of the detectable species is then measured, as described in US Patent No. 4,042,335 to Clement. It also includes additional layers in the optical sensor, such as a diffusion layer, for a total of three or more layers. Typically, this type of optical sensor uses a reflectance-based measurement system with a transmissive substrate on a slide frame holder. For the specific measurement requirements of these sensors, titanium dioxide (
A separate light blocking layer comprising a reflective, opaque material such as TiO 2 ) is disclosed in US Pat. No. 3,992 to Przybylowicz et al.
No. 4,158,890, and U.S. Pat. No. 4,042,335 to Clement, both of which are incorporated herein by reference, and all of which are hereby incorporated by reference. , 895,704, European Patent No. 1
42,849B1. Alternatively, the opaque material can be in the expansion layer, as described in U.S. Pat. No. 3,992,158 to Przybylowicz et al. U.S. Pat. No. 4,895,704 to Arai et al. Discloses that a hydrophilic layer, including a reagent or registration layer, has a light transmittance of 2.5-10% at the wavelength used to measure detectable species. The incorporation of light scattering particles, such as titanium dioxide, for coverage is described.
【００１１】 あるものは、発光検知層にＴｉＯ2を取り込み得るが、所望の応答スピードを 有しながら、光学的干渉を効率的に遮断するように不透明である、酸素センサの
作製において不成功であることが、Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．６７，３１６０〜３１
６６頁（１９９５）においてＫｌｉｍａｎｔらによって示唆された。Some have been unsuccessful in fabricating oxygen sensors that can incorporate TiO 2 in the luminescence sensing layer, but have the desired response speed, but are opaque to efficiently block optical interference. Is that Anal. Chem. 67,3160-31
66 (1995), suggested by Klimant et al.
【００１２】 （本発明の要旨） 本発明の１つの局面は、支持体および検出層を含む光学センサに関連し、検出
層は、 （ａ）分析物の量の変動に応じて、ルミネッセンス材料のルミネッセンス強度
が変動するルミネッセンス材料と、 （ｂ）ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率的な反射率を有す
る反射材料と、 （ｃ）ルミネッセンス材料および反射材料をともに支持および保持するポリマ
ーバインダと、を含む。SUMMARY OF THE INVENTION One aspect of the present invention relates to an optical sensor that includes a support and a detection layer, wherein the detection layer comprises: (a) a luminescent material that responds to changes in the amount of the analyte; A luminescent material whose luminescence intensity fluctuates; (b) a reflective material having a highly efficient reflectance of the wavelength of excitation and emission of the luminescent material; and (c) a polymer binder supporting and holding both the luminescent material and the reflective material. ,including.
【００１３】 １つの実施態様において、本発明の光学センサの検出層は、０．２〜１５ミク
ロンの厚さを有する。好適な実施態様において、検出層は、０．５〜１０ミクロ
ンの厚さを有する。より好適な実施態様において、検出層は、１〜８ミクロンの
厚さを有する。[0013] In one embodiment, the detection layer of the optical sensor of the present invention has a thickness of 0.2 to 15 microns. In a preferred embodiment, the detection layer has a thickness between 0.5 and 10 microns. In a more preferred embodiment, the detection layer has a thickness of 1 to 8 microns.
【００１４】 １つの実施態様において、本発明の反射材料が検出層の重量の５〜６５％の量
で存在する。好適な実施態様において、反射材料が検出層の重量の１０〜５０％
の量で存在し、さらに好適には、検出層の重量の３０〜５０％の量で存在する。[0014] In one embodiment, the reflective material of the present invention is present in an amount of 5 to 65% by weight of the detection layer. In a preferred embodiment, the reflective material comprises 10-50% of the weight of the detection layer.
And more preferably in an amount of 30 to 50% of the weight of the detection layer.
【００１５】 本発明の１つの実施態様において、反射材料は顔料である。本発明に使用する
ための適切な反射顔料には、限定されないが、二酸化チタン、酸化亜鉛、三酸化
アンチモン、硫酸バリウム、および酸化マグネシウム、が挙げられる。二酸化チ
タンまたはその市販の均等物は特に好ましい反射顔料である。[0015] In one embodiment of the invention, the reflective material is a pigment. Suitable reflective pigments for use in the present invention include, but are not limited to, titanium dioxide, zinc oxide, antimony trioxide, barium sulfate, and magnesium oxide. Titanium dioxide or its commercial equivalent is a particularly preferred reflective pigment.
【００１６】 本発明の好適な実施態様において、検出層は、分析物を含む試料または混合物
と接触するために適用される光学センサの外部層である。本局面の特定の好適な
実施態様において、光学センサは、単一層光学センサとして支持体および検出層
から成る。In a preferred embodiment of the invention, the detection layer is an outer layer of an optical sensor adapted to contact a sample or a mixture containing the analyte. In certain preferred embodiments of this aspect, the optical sensor comprises a support and a detection layer as a single-layer optical sensor.
【００１７】 １つの実施態様において、ルミネッセンス材料は、蛍光材料または蛍光を生成
する材料の組み合わせである。別の実施態様において、ルミネッセンス材料は、
リン光材料である。好適な実施態様において、ルミネッセンス材料は、オクタエ
チルポルフィリン白金である。In one embodiment, the luminescent material is a fluorescent material or a combination of materials that produce fluorescence. In another embodiment, the luminescent material comprises:
It is a phosphorescent material. In a preferred embodiment, the luminescent material is octaethylporphyrin platinum.
【００１８】 １つの実施態様において、本発明のポリマーバインダは、疎水性バインダを含
む。好適な実施態様において、ポリマーバインダは、メタクリレートに基づくポ
リマーまたはコポリマーを含む。特に好適な実施態様において、ポリマーバイン
ダは、エチルヘキシルメタクリレートおよびメチルメタクリレートのコポリマー
である。In one embodiment, the polymer binder of the present invention comprises a hydrophobic binder. In a preferred embodiment, the polymer binder comprises a methacrylate-based polymer or copolymer. In a particularly preferred embodiment, the polymer binder is a copolymer of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate.
【００１９】 １つの実施態様において、支持体は、ルミネッセンス材料の励起および発光の
波長に対して実質的に透明である。好適な実施態様において、支持体は透明な可
撓性プラスチックフィルムである。In one embodiment, the support is substantially transparent to the wavelength of excitation and emission of the luminescent material. In a preferred embodiment, the support is a transparent flexible plastic film.
【００２０】 １つの実施態様において分析物はガスである。１つの実施態様において、分析
物ガスは酸素である。１つの実施態様において、分析物は、イオン性材料である
。別の実施態様において、分析物は、非イオン性材料である。[0020] In one embodiment, the analyte is a gas. In one embodiment, the analyte gas is oxygen. In one embodiment, the analyte is an ionic material. In another embodiment, the analyte is a non-ionic material.
【００２１】 本発明の別の局面は、光学センサを作製するための方法に関連し、 （ａ）支持体を提供する工程と、（ｂ）支持体上に液体混合物をコーティングし
、続いて支持体の一方の側上に、本明細書に記載されるように固体検出層を形成
するために液体混合物を乾燥する工程と、を含む。Another aspect of the invention relates to a method for making an optical sensor, comprising: (a) providing a support; and (b) coating a liquid mixture on the support and subsequently supporting the support. Drying the liquid mixture to form a solid detection layer as described herein on one side of the body.
【００２２】 その方法の実施態様の１つにおいて、光学センサが、支持体上にパターン化さ
れてコーティングされた２つ以上の検出層を含む。その方法の好適な実施態様に
おいて、支持体上にパターン化されてコーティングされた２つ以上の検出層は、
２つ以上の異なる分析物の濃度を検知することが可能である。その方法の別の実
施態様において、支持体上にパターン化されてコーティングされた２つ以上の検
出層は、分析物と接触するために適合された光学センサの外部層である。その方
法の好適な実施態様において、光学線センサの外部層として支持体上にパターン
化されてコーティングされた２つ以上の検出層は、試料における２つ以上の分析
物と接触するために適合される。[0022] In one embodiment of the method, the optical sensor comprises two or more detection layers patterned and coated on a support. In a preferred embodiment of the method, the two or more detection layers patterned and coated on the support comprise:
It is possible to detect the concentration of two or more different analytes. In another embodiment of the method, the two or more detection layers patterned and coated on the support are outer layers of an optical sensor adapted to contact an analyte. In a preferred embodiment of the method, two or more detection layers patterned and coated on a support as an outer layer of an optical line sensor are adapted to contact two or more analytes in a sample. You.
【００２３】 その方法の１つの実施態様において、検出層は、ポリマーバインダのガラス転
移点より高く加熱され、さらに硬化プロセスにおいて、外界条件まで冷却される
。In one embodiment of the method, the detection layer is heated above the glass transition temperature of the polymer binder and is further cooled to ambient conditions in the curing process.
【００２４】 （本発明の詳細な説明） 図１に示されるように本発明は、支持体１２、および検出層１４を含む光学セ
ンサ１０に関連し、検出層は、 （ａ）分析物の量の変動に応じて、ルミネッセンス材料のルミネッセンス強度
が変動するルミネッセンス材料２と、 （ｂ）ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率反射率を有する反
射材料６と、 （ｃ）試料分析物にアクセスし得る検知環境において、ルミネッセンス材料２
、および反射材料６をともに支持および保持するためのポリマーバインダ４と、
を含む。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION As shown in FIG. 1, the present invention relates to an optical sensor 10 that includes a support 12 and a detection layer 14, wherein the detection layer comprises: (a) an analyte quantity; A luminescent material 2 whose luminescence intensity fluctuates according to the variation of the luminescent material; (b) a reflective material 6 having a high efficiency reflectance at the excitation and emission wavelengths of the luminescent material; and (c) a sample analyte. Luminescent material 2 in a possible sensing environment
, And a polymer binder 4 for supporting and holding the reflective material 6 together;
including.
【００２５】 サンプル内の様々な分析可能な材料または分析物の量を測定する場合に使用す
るための、ルミネッセンスに基づく光学センサ１０において、励起波長は発光を
誘起するために選択される。この励起波長は典型的に、ルミネッセンス材料２の
吸収スペクトル、ならびに励起光源の効率および信頼性の考慮に基づいて選択さ
れる。In a luminescence-based optical sensor 10 for use in measuring the amount of various analyzable materials or analytes in a sample, the excitation wavelength is selected to induce emission. This excitation wavelength is typically selected based on the absorption spectrum of the luminescent material 2 and the efficiency and reliability of the excitation light source.
【００２６】 同様に発光波長は、ルミネッセンスの強度を測定するために選択される。典型
的にこの発光波長は、ルミネッセンス材料２のルミネッセンス発光スペクトル、
ならびに発光検出デバイスの効率および信頼性の考慮に基づいて選択される。Similarly, the emission wavelength is selected to measure the luminescence intensity. Typically, this emission wavelength is the luminescence emission spectrum of luminescent material 2,
And the efficiency and reliability of the luminescence detection device.
【００２７】 本明細書中で使用される「光」という用語は、紫外、可視、および赤外領域の
波長範囲にわたる放射を意味する。ルミネッセンスに基づく光学センサ１０に関
して、４００ｎｍと７５０ｎｍとの間の可視領域の分散した部分は、典型的に励
起および発光検出波長の両方に利用される。本明細書中で使用される「ルミネッ
センス」という用語は、分子の電子的に励起された状態からの放射性散逸によっ
て発光された光を意味する。本明細書中で使用される「蛍光」という用語は、同
一多重度の状態間の、典型的には分子の最低励起一重項状態と一重項基底状態と
の間のルミネッセンスを意味する。本明細書中で使用される「リン光」という語
は、異なった多重度の状態間の、典型的には最低励起三重項状態と一重項基底状
態との間のルミネッセンスを意味する。[0027] As used herein, the term "light" refers to radiation over a wavelength range of the ultraviolet, visible, and infrared regions. For a luminescence-based optical sensor 10, a dispersed portion of the visible region between 400 and 750 nm is typically utilized for both excitation and emission detection wavelengths. As used herein, the term "luminescence" refers to light emitted by the radiative dissipation of a molecule from its electronically excited state. The term "fluorescence" as used herein refers to the luminescence between states of the same multiplicity, typically between the lowest excited singlet state and the singlet ground state of the molecule. As used herein, the term "phosphorescence" means the luminescence between states of different multiplicity, typically between the lowest excited triplet state and the singlet ground state.
【００２８】 本発明における光学センサ１０の応答を測定するための適切なデバイスは、図
２に記載される。測定装置１４０は、フローセルアセンブリ６０、ならびに光源
および検出器のサブシステム１００を含む。光源および検出器のサブシステム１
００に対して、ＬＥＤ光源１５２およびレンズ１５４は、フィルタ１６２を介し
て光ファイバスプリッタ１８０（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｌａｕｂｓｃｈｅｒ Ｃｏ
ｒｐ．，Ｆａｒｍｉｎｇｄａｌｅ，ＮＹから入手可能であり、０．４８５の開口
数を有する）の一方の脚１８２に励起光を進ませるために使用される。ファイバ
ケーブル８０および脚１８４に沿ってセンサ１０から戻るルミネッセンス光信号
は、フォトダイオード１７２（Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，
Ｂｒｉｄｇｅｗａｔｅｒ，ＮＪから入手可能）による検出前に、フィルタ１６
８および開口部１５８を通過する。発光検出器１７２の出力電流は、Ｓｔａｎｆ
ｏｒｄ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ＳＲ５７０電流プリアンプ（Ｓｔａｎｆｏｒｄ Ｒ
ｅｓｅａｒｃｈ Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｉｎｃ．，Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ，ＣＡから入
手可能な）のようなプリアンプ１７４で増幅され、電圧に変換され、分析におけ
る使用のために記録される。ｐＨを検知する色素フルオロセインを光学センサ１
０の検出層１４に使用する場合に対して、実施例５に記載されているように、Ｐ
ａｎａｓｏｎｉｃ（登録商標）青色ＬＥＤ（Ｄｉｇｉ−Ｋｅｙ，Ｔｈｉｅｆ Ｒ
ｉｖｅｒ Ｆａｌｌｓ，ＭＮから入手可能なＰ３８９ＮＤ）が光源１５２として
使用された。４８５ｎｍ中心波長２２ｎｍ半値幅フィルタ（Ｏｍｅｇａ Ｏｐｔ
ｉｃａｌ，Ｂｒａｔｔｌｅｂｏｒｏ，ＶＴから入手可能）がフィルタ１６２とし
て使用され、５３５ｎｍ中心波長３５ｎｍ半値幅フィルタ（これもまたＯｍｅｇ
ａ Ｏｐｔｉｃａｌ，Ｂｒａｔｔｌｅｂｏｒｏ，ＶＴから入手可能）がフィルタ
１６８として使用された。ルミネッセンス材料２として異なる色素を使用する各
個々のセンサ検出層１４は、それに独自の好適なＬＥＤ光源１５２、励起干渉フ
ィルタ１６２、および発光干渉フィルタ１６８を要求することは明白である。A suitable device for measuring the response of the optical sensor 10 according to the present invention is described in FIG. The measurement device 140 includes the flow cell assembly 60, and the light source and detector subsystem 100. Light source and detector subsystem 1
On the other hand, the LED light source 152 and the lens 154 are connected to the optical fiber splitter 180 (American Laubscher Co.) via the filter 162.
rp. , Farmingdale, NY, and having a numerical aperture of 0.485) is used to direct the excitation light to one leg 182. The luminescent light signal returning from sensor 10 along fiber cable 80 and legs 184 is coupled to photodiode 172 (Hamamatsu Corporation,
Prior to detection by Bridgewater, NJ)
8 and the opening 158. The output current of the light emission detector 172 is Stanf
ord Research SR570 current preamplifier (Stanford R
search Systems, Inc. (Available from Sunnyvale, Calif.), Converted to voltage, and recorded for use in analysis. Optical sensor 1 using dye fluorescein to detect pH
0 for the detection layer 14 as described in Example 5.
anasonic (registered trademark) blue LED (Digi-Key, Thief R)
P389ND (available from Iver Falls, MN) was used as the light source 152. 485 nm center wavelength 22 nm half width filter (Omega Opt
ical, Brattleboro, VT) is used as the filter 162 and a 535 nm center wavelength 35 nm half-width filter (also Omega).
a Optical, available from Brattleboro, VT) was used as filter 168. Obviously, each individual sensor detection layer 14 using a different dye as the luminescent material 2 requires its own suitable LED light source 152, excitation interference filter 162, and emission interference filter 168.
【００２９】 光学センサ１０のルミネッセンス検出層１４が、分析物を測定するためにフロ
ーセルアセンブリ６０によって試料と接触させられる場合、生成され、そして引
き続いて光ファイバ装置８０によって励起および検出のサブシステム１００に伝
達される光学発光信号は、存在する分析物の量と関係付けられる必要がある。こ
の測定の間、多くの光学干渉が、試料と励起光および発光光との間で発生し得る
。これらの干渉は：試料層に到達する励起光または発光された光のいずれか一方
の吸収；センサ１０または検出層１４を介して試料に通過し、検出層１４に戻っ
た、励起光の散乱または反射；および検出層１４から試料に発光され、検出層１
４および支持体１２を介し、引き続いて発光検出光学装置に戻った励起光の散乱
または反射、を含む。これらの干渉は、試料の性質に依存して、発光信号を有意
に変更するために結合され得る。典型的にこれらの干渉は４つの要素ほど大きく
ないが、干渉は、分析物の測定において有意な不確実性をさらに導入し得る。別
のタイプの光学干渉は、測定時期の間、フローセルアセンブリ６０において存在
するような光学センサ１０および試料の周りの外界条件からの迷光、またはセン
サ上の第１検出層１４付近に配置された第２検出層１４からの迷光である。When the luminescence detection layer 14 of the optical sensor 10 is contacted with a sample by the flow cell assembly 60 to measure an analyte, it is generated and subsequently transmitted to the excitation and detection subsystem 100 by the fiber optic device 80. The transmitted optical emission signal needs to be related to the amount of analyte present. During this measurement, much optical interference can occur between the sample and the excitation and emission light. These interferences are: absorption of either the excitation light or the emitted light that reaches the sample layer; the scattering of the excitation light, Reflection; and light is emitted from the detection layer 14 to the sample, and the detection layer 1
4 and the scattering or reflection of the excitation light that subsequently returned to the emission detection optics via the support 12. These interferences can be combined to significantly alter the emission signal, depending on the nature of the sample. Typically, these interferences are not as great as a factor of four, but interferences can further introduce significant uncertainty in analyte measurements. Another type of optical interference is stray light from ambient conditions around the optical sensor 10 and the sample, such as that present in the flow cell assembly 60 during the measurement period, or a second light source located near the first detection layer 14 on the sensor. 2 is stray light from the detection layer 14.
【００３０】 分析物とルミネッセンス材料との間の相互作用に有意に影響することなくこれ
らの光学干渉を克服するために本発明は、検出層１４においてルミネッセンス材
料２に加えられた反射材料６を含む。この反射材料６は、ルミネッセンス材料の
励起および発光の波長の高効率反射率を提供する。適切な反射材料は顔料、およ
び赤色の（ｂｌｕｓｈ）、または空隙のあるポリマー、ならびにそれらの組み合
わせである。反射材料としての赤色または空隙のポリマーは、例えば、Ｐｒｚｙ
ｂｙｌｏｗｉｃｚらによる、前述の米国特許第３，９９２，１５８号、およびＣ
ｌｅｍｅｎｔによる第４，０４２，３３５号に記載される。適切な反射顔料には
、限定されないが、例えば、二酸化チタン、酸化亜鉛、酸化アンチモン、酸化マ
グネシウム、硫酸バリウム、および酸化アルミニウムのような無機材料が挙げら
れる。特に好適な反射顔料は、二酸化チタン（ルチル、アナターゼ、ブルッカイ
ト型のいずれか）、および赤色または空隙のあるポリマー顔料である。顔料形態
における赤色または空隙のあるポリマーは、典型的に外見において白色であり、
固体ポリマーにおいて微視的空隙によって散乱する光からその高効率的反射率を
取得し、有機溶媒または水に難溶性、または不溶性を有する。これらの性質によ
っても、ポリマーが支持体に検出層を適用するために使用されるコーティング混
合物に適合させる。そのような市販品の例は、ＭＡＲＴＩＮＳＷＥＲＫ Ｇｍｂ
Ｈ，Ｂｅｒｋｈｅｉｍ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄから入手可能な「ＰＥＲＧＯＰ
ＡＫ（登録商標）Ｍ２」である。本明細書で使用される「高効率反射」という用
語は、Ｒｏｆｆｅｙ ｉｎ Ｐｈｏｔｏｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ
Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｏａｔｉｎｇｓ，Ｗｉｌｅｙ−Ｉｎｔｅｒｓｃｉｅｎｃｅ，
１９８５， １１０−１１７頁、およびその参考文献（全て本明細書で参考とし
て十分援用する）に従って測定された酸化マグネシウムについての１００％反射
率と比較して、光の波長の７５％より大きい反射率を有する材料を呼ぶ。To overcome these optical interferences without significantly affecting the interaction between the analyte and the luminescent material, the present invention includes a reflective material 6 added to the luminescent material 2 in the detection layer 14 . This reflective material 6 provides a highly efficient reflectance of the excitation and emission wavelengths of the luminescent material. Suitable reflective materials are pigments, and red or voided polymers, and combinations thereof. Red or void polymers as reflective materials are, for example, Przy
No. 3,992,158 to Bylowicz et al. and US Pat.
Element 4,042,335. Suitable reflective pigments include, but are not limited to, inorganic materials such as, for example, titanium dioxide, zinc oxide, antimony oxide, magnesium oxide, barium sulfate, and aluminum oxide. Particularly preferred reflective pigments are titanium dioxide (any of the rutile, anatase, brookite type), and red or voided polymeric pigments. Red or voided polymers in pigment form are typically white in appearance,
It obtains its highly efficient reflectance from light scattered by microscopic voids in a solid polymer, and has poor solubility or insolubility in organic solvents or water. These properties also make the polymer compatible with the coating mixture used to apply the detection layer to the support. Examples of such commercial products are the MARTINSWERK Gmb
H, Berkheim, Switzerland “PERGOP”
AK (registered trademark) M2 ". As used herein, the term “high efficiency reflection” refers to Roffey in Photopolymerization of
Surface Coatings, Wiley-Interscience,
1985, pp. 110-117, and a reflectance greater than 75% of the wavelength of light compared to 100% reflectance for magnesium oxide measured according to the references, all of which are fully incorporated herein by reference. Is called a material having
【００３１】 反射材料６の高効率反射率は、センサ１０または検出層１４と接触した試料と
の光学的相互作用を減少するため検出層１４において内部光バリアとして作用す
る機能を提供する。反射材料６の追加は、反射する励起光によって発光信号をも
高め、反射する励起光は、他の観点ではで試料に透過度分だけ散逸し得、ルミネ
ッセンス材料２に戻り、およびルミネッセンス発光を支持体１２を介して後方に
、１００における検出光学装置へ反射することによって発光信号を高める。反射
材料６による発光信号の向上は、本発明の特に重要な特徴で、薄い検出層１４に
非反射性吸収性材料よりもむしろ反射材料６を加える利益と一致する。反射材料
６は光が試料に到達することを妨げ、吸収材料も妨げ得るが、反射材料６は、発
光信号を高めるための反射光という重要な追加的特徴を有し、これは非反射性吸
収性材料からは得られない。The high efficiency reflectivity of the reflective material 6 provides the function of acting as an internal light barrier in the detection layer 14 to reduce optical interaction with the sample in contact with the sensor 10 or the detection layer 14. The addition of the reflective material 6 also enhances the emission signal by the reflected excitation light, which can otherwise be dissipated by the transmittance into the sample, returning to the luminescent material 2 and supporting the luminescent emission The emission signal is enhanced by reflecting back through body 12 to the detection optics at 100. The enhancement of the emission signal by the reflective material 6 is a particularly important feature of the present invention and is consistent with the benefit of adding the reflective material 6 to the thin sensing layer 14 rather than the non-reflective absorbing material. While reflective material 6 prevents light from reaching the sample and may also prevent absorbing material, reflective material 6 has an important additional feature of reflected light to enhance the luminescent signal, which is the non-reflective absorption Not available from conductive materials.
【００３２】 高効率反射材料６による、ルミネッセンスに基づく光学センサ１０の励起およ
び発光の波長の反射パーセントは、比較的高いことが好ましい。好適な反射パー
セントは、本明細書で引用された参考文献に従って測定して、光学センサに関心
の光の波長の反射９０％より大きい反射を有する反射材料である。特に好適な反
射材料は、９８％よりも大きな反射を有する反射材料である。The reflection percentage of the excitation and emission wavelengths of the luminescence-based optical sensor 10 by the highly efficient reflective material 6 is preferably relatively high. A suitable percent reflection is a reflective material having a reflection greater than 90% of the wavelength of light of interest to the optical sensor, as measured according to the references cited herein. Particularly preferred reflective materials are those having a reflection of greater than 98%.
【００３３】 本発明の反射顔料の粒子サイズは、ルミネッセンス応答の均一性に影響し得、
特に５ミクロン以上の平均直径を有する大粒子が５ミクロン以下の厚さを有する
薄い検出層において使用される場合にそうである。反射顔料のための適切な粒子
サイズは、０．０５〜５ミクロンまでの範囲における平均直径を有する。好適な
ものは、０．１〜０．５ミクロンまでの範囲における平均直径を有する粒子サイ
ズである。ＴｉＯ2の有用な形態は、Ｔｉ−Ｐｕｒｅ（登録商標）であり、いく つかの乾燥グレードおよびスラリーにおいて、ＥＩ ｄｕ Ｐｏｎｔ ｄｅ Ｎ
ｅｍｏｕｒｓ，Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ，ＤＥから入手可能である。ＴｉＯ2顔料 は、様々なグレードにおいてＫｒｏｎｏｓ Ｉｎｃ．，Ｈｏｕｓｔｏｎ，ＴＸ，
からも入手可能である。The particle size of the reflective pigments of the present invention can affect the uniformity of the luminescence response,
Especially when large particles having an average diameter of 5 microns or more are used in thin detection layers having a thickness of 5 microns or less. Suitable particle sizes for reflective pigments have an average diameter in the range from 0.05 to 5 microns. Preferred is a particle size having an average diameter in the range of 0.1 to 0.5 microns. A useful form of TiO 2 is Ti-Pure®, and in some dry grades and slurries, EI du Pont de N
available from Emours, Wilmington, DE. TiO 2 pigments are available in various grades from Kronos Inc. , Houston, TX,
It is also available from.
【００３４】 使用される反射材料６の量は、試料および迷光からの光学干渉を受容可能レベ
ルまで減少させるほど十分であるべきで、そこでは、ルミネッセンス強度および
分析物の量間の十分な相関が、透明水性試料または高度に混濁した血液試料のい
ずれが使用されるかに関係なくセンサ測定システムにおいて達成される。反射材
料６の特定量は、例えば、特定の使用されるルミネッセンス材料２およびポリマ
ーバインダ４のルミネッセンス性質、検知層の最終的厚さ、ならびに除去される
べき光学干渉の程度に依存して変動する。例えば、試料から発生する光学干渉を
５０％減少するために、コーティングは、センサ励起および発光収集光学装置が
、０．４８５の開口数を有する場合、関心のある波長において約２の測定された
吸光度または光学密度（Ｏ．Ｄ．）を有するべきである。また例えば、試料から
発生する光学干渉を９０％減少するためには、コーティングは、励起および発光
装置が０．４８５の開口数を有する場合、関心のある波長において約４の測定さ
れた吸光度または光学密度値を有するべきである。薄い検出層１４については、
これは、厚い検出層１４よりも材料的により高いパーセントの反射顔料６を要す
る。検出層１４における反射材料６の適切な重量パーセントは、検出層の重量の
５〜６５％の範囲にあり、これはこれらが、標準的なコーティング技術によるコ
ーティング溶液の適用を妨げるほど十分にはそれらを過度に変更させず、または
ルミネッセンス感度、定量的応答、試料における分析物に対するかなり急速な応
答時間、の所望の組み合わせを変更させないようにである。好適に、検出層１４
に対する重量の反射材料６の重量パーセントは、１０〜５０％であり、より好適
には、３０％〜５０％である。より大きなパーセントが可能であるが、特定のま
たは所望の検知環境においてルミネッセンス材料２をともに支持および保持する
、ポリマーバインダ４の性質をかなり妥協または損失しないために、またはコー
ティングレオロジーを妨げるために注意しなければならない。The amount of reflective material 6 used should be sufficient to reduce optical interference from the sample and stray light to an acceptable level, where a sufficient correlation between the luminescence intensity and the amount of analyte This is achieved in a sensor measurement system regardless of whether a clear aqueous sample or a highly turbid blood sample is used. The particular amount of reflective material 6 will vary, for example, depending on the luminescent properties of the particular luminescent material 2 and polymer binder 4 used, the final thickness of the sensing layer, and the degree of optical interference to be removed. For example, to reduce the optical interference generated from the sample by 50%, the coating should have a measured absorbance of about 2 at the wavelength of interest if the sensor excitation and emission collection optics have a numerical aperture of 0.485. Or it should have an optical density (OD). Also, for example, to reduce the optical interference generated by the sample by 90%, the coating should have a measured absorbance or optical of about 4 at the wavelength of interest if the excitation and emission device has a numerical aperture of 0.485. Should have a density value. For the thin detection layer 14,
This requires a materially higher percentage of reflective pigment 6 than thick detection layer 14. A suitable weight percentage of the reflective material 6 in the detection layer 14 is in the range of 5 to 65% of the weight of the detection layer, which is sufficient if they prevent application of the coating solution by standard coating techniques. Does not alter the desired combination of luminescence sensitivity, quantitative response, and rather rapid response time to analyte in the sample. Preferably, the detection layer 14
The weight percentage of the reflective material 6 is from 10% to 50%, more preferably from 30% to 50%. Greater percentages are possible, but care should be taken to support and retain the luminescent material 2 together in the particular or desired sensing environment, not to significantly compromise or lose the properties of the polymer binder 4 or to hinder the coating rheology. There must be.
【００３５】 ルミネッセンスに基づく光学センサ１０の検出層１４における反射材料６の存
在は、検出層１４上のいかなる追加的コーティング層のための必要性を排除する
。好適な実施態様において、検出層１４は、分析物を含む試料または混合物と接
触するために適合される光学センサ１０の外部層であり、従って光学センサ上の
試料側に適用される。特定の好適な実施態様において、検出層１４は、光学セン
サ１０の支持体１２上に存在する唯一の層である。The presence of the reflective material 6 in the detection layer 14 of the luminescence-based optical sensor 10 eliminates the need for any additional coating layer on the detection layer 14. In a preferred embodiment, the detection layer 14 is an outer layer of the optical sensor 10 adapted to contact a sample or mixture containing the analyte, and is thus applied to the sample side on the optical sensor. In certain preferred embodiments, detection layer 14 is the only layer present on support 12 of optical sensor 10.
【００３６】 ガス状、イオン性、および非イオン性分析物に応答して濃度により変化する発
光信号を提供するために役立つ多くのルミネッセンス材料２は、従来的かつ当該
分野で周知であり、本発明において使用され得る。１つの実施態様において、本
発明のルミネッセンス材料は、蛍光材料である。適切な蛍光材料には、限定され
ないが、フルオレセインからの色素、ローダミンおよびピレン族を含む。本発明
の１つの実施態様において、ｐＨを検知するために使用される蛍光色素は、フル
オレセインである。別の実施態様において、二酸化炭素ガスの存在によって引き
起こされるｐＨ変化を検知するために使用される蛍光色素は、ヒドロキシピレン
トリスルホン酸である。Many luminescent materials 2 that serve to provide a concentration-dependent emission signal in response to gaseous, ionic, and non-ionic analytes are conventional and well known in the art, and include the present invention. Can be used. In one embodiment, the luminescent material of the present invention is a fluorescent material. Suitable fluorescent materials include, but are not limited to, dyes from fluorescein, rhodamine and pyrene family. In one embodiment of the invention, the fluorescent dye used to detect pH is fluorescein. In another embodiment, the fluorescent dye used to detect a pH change caused by the presence of carbon dioxide gas is hydroxypyrenetrisulfonic acid.
【００３７】 別の別れた実施態様において、本発明のルミネッセンス材料はリン光材料であ
る。例えば、好適な実施態様において、リン光材料は酸素ガスの測定に利用され
る。適切なリン光材料には、一連のポルフィリンからの色素が挙げられる。好適
な実施態様において、リン光材料は、オクタエチルポルフィリン白金である。[0037] In another alternative embodiment, the luminescent material of the present invention is a phosphorescent material. For example, in a preferred embodiment, the phosphorescent material is used for measuring oxygen gas. Suitable phosphorescent materials include dyes from the series of porphyrins. In a preferred embodiment, the phosphorescent material is octaethylporphyrin platinum.
【００３８】 ルミネッセンス材料２の量は、分析物濃度に依存する発光信号を提供するため
に十分であるべきあり、その発光信号は、使用される特定のセンサ測定システム
において使用するために十分な強度である。検出層１４におけるルミネッセンス
材料２の特定量は、例えば、使用される特定のルミネッセンス材料２の量子収量
特性、測定された分析物、および使用されるセンサ測定システムの他の構成要素
に依存して変化する。概して、ルミネッセンス色素材料は、全検出層１４組成の
中で小さな部分を構成する。典型的にこの範囲は、０．０１〜３重量％である。The amount of the luminescent material 2 should be sufficient to provide an emission signal that depends on the analyte concentration, and the emission signal is of sufficient intensity to be used in the particular sensor measurement system used. It is. The specific amount of the luminescent material 2 in the detection layer 14 will vary depending on, for example, the quantum yield characteristics of the particular luminescent material 2 used, the analyte measured, and other components of the sensor measurement system used. I do. Generally, the luminescent dye material constitutes a small portion of the total detection layer 14 composition. Typically this range is from 0.01 to 3% by weight.
【００３９】 ルミネッセンス検出層１４の厚さは、例えば、溶媒マトリックスおよび使用さ
れた堆積方法におけるポリマー成分の特定のレオロジーのような様々な理由によ
って変動する。適切な検出層１４の厚さは、０．２〜１５ミクロンの範囲である
。好ましくは、検出層１４の厚さは、０．５〜１０ミクロンの範囲にあり、その
ため、これはより急速な応答速度を促進することに貢献する。より好適には、検
出層１４は、１〜８ミクロンの範囲で厚さを有する。厚膜または薄膜に亘って確
立されるポテンシャルを信頼する電位差測定の電気化学センサとは異り、光学セ
ンサ１０はルミネッセンス材料（露出および埋め込み）全てを試料環境に露出す
るためのバルク平衡現象に依存する。The thickness of the luminescent detection layer 14 varies for various reasons, such as, for example, the solvent matrix and the specific rheology of the polymer components in the deposition method used. Suitable detection layer 14 thicknesses range from 0.2 to 15 microns. Preferably, the thickness of the detection layer 14 is in the range of 0.5 to 10 microns, which contributes to promoting a faster response speed. More preferably, detection layer 14 has a thickness in the range of 1-8 microns. Unlike potentiometric electrochemical sensors, which rely on the potential established across a thick or thin film, the optical sensor 10 relies on a bulk equilibrium phenomenon to expose all of the luminescent material (exposed and embedded) to the sample environment. I do.
【００４０】 検出層１４におけるルミネッセンス材料２および反射材料６の適切な分配は、
従来の粉砕プロセスにおいて、従来の粉砕プロセスで得ら得るような実質的に均
一な分配、ならびに、例えば、反射材料の表面上へのルミネッセンス材料の吸着
から得られ得、または反射材料の表面にルミネッセンス材料の化学的結合から入
手され得るような実質的に不均一な分配を含む。ルミネッセンス材料２、および
反射材料６は、検出層１４において好適には両者とも均一に分配される。これは
従来の可視光顕微鏡および蛍光顕微鏡の両者を組み合わせ、不均一輝度領域を識
別ことによって確認され得る。The proper distribution of the luminescent material 2 and the reflective material 6 in the detection layer 14
In a conventional milling process, a substantially uniform distribution as can be obtained with a conventional milling process, and can be obtained, for example, from adsorption of the luminescent material on the surface of the reflective material, or luminescence on the surface of the reflective material. Includes substantially heterogeneous distribution as may be obtained from chemical bonding of materials. The luminescent material 2 and the reflective material 6 are preferably both uniformly distributed in the detection layer 14. This can be confirmed by combining both a conventional visible light microscope and a fluorescence microscope and identifying areas of non-uniform brightness.
【００４１】 光学センサ１０および試料間の相互作用において、試料における分析物に対す
る検出層１４の透過率、およびルミネッセンス材料２に与えられた環境は、迅速
かつ再現性のある測定のために制御する重要なパラメータである。透過率性質を
改良するために、ならびに検出層に対する増加した機械的一体性および安定性、
検出層の支持体に対する増加した接着を提供するために（特に分析物を含む試料
と接触する間、および測定期間の間）、検出層１４に追加的材料を加えることは
時には有用である。しかし、これは所望の特定の性質を有するようにポリマーバ
インダ４を最初に慎重に選択することによって避けられ得る。ホモポリマー、コ
ポリマー、ターポリマー、およびより複雑なポリマーは、ポリ（アミド）、ポリ
（アクリルアミド）、ポリ（スチレン）、ポリ（アクリレート）、ポリ（アルキ
ルアクリレート）、ポリ（ニトリル）、ポリ（塩化ビニル）、ポリ（ビニルアル
コール）、ポリ（ジエン）、ポリ（エステル）、ポリ（カーボネート）、ポリ（
シロキサン）、ポリ（ウレタン）、ポリ（オレフィン）、ポリ（イミド）、およ
びそれらのヘテロポリマーの組み合わせ、ならびにセルロース系およびそれの誘
導体から成る群から所望の特定の性質を有するように処方され得る。そのような
ポリマーの例および生成方法は、米国特許第５，３８７，３２９号において見出
され得、本明細書中に参考として援用する。検出層１４は、好適には測定される
液体試料に不溶性である。In the interaction between the optical sensor 10 and the sample, the transmittance of the detection layer 14 to the analyte in the sample, and the environment imparted to the luminescent material 2 are important to control for quick and reproducible measurements. Parameters. Increased mechanical integrity and stability for the detection layer, as well as to improve the transmission properties,
It is sometimes useful to add additional material to the detection layer 14 to provide increased adhesion of the detection layer to the support, especially during contact with the sample containing the analyte, and during the measurement period. However, this can be avoided by first carefully selecting the polymer binder 4 to have the particular properties desired. Homopolymers, copolymers, terpolymers, and more complex polymers include poly (amide), poly (acrylamide), poly (styrene), poly (acrylate), poly (alkyl acrylate), poly (nitrile), poly (vinyl chloride) ), Poly (vinyl alcohol), poly (diene), poly (ester), poly (carbonate), poly (
Siloxanes), poly (urethanes), poly (olefins), poly (imides), and combinations of heteropolymers thereof, and cellulosics and derivatives thereof, and may be formulated to have the particular properties desired. Examples of such polymers and methods of making may be found in US Patent No. 5,387,329, which is incorporated herein by reference. The detection layer 14 is preferably insoluble in the liquid sample to be measured.
【００４２】 例えば、酸素センサに対する実施態様において、検出層１４は、疎水性バイン
ダを含む。ｐＨまたは水素イオンのような多くの分析物は水に基づく試料または
混合物中にあり、光学センサに対する試料の急速な濡れのために、親水性ポリマ
ーバインダを検出層に添加すると利益を得るが、酸素センサに対する要求は、異
なるタイプのポリマーバインダ４が好ましい。この特定の実施態様において、ポ
リマーバインダは疎水性バインダを含む。適切な疎水性バインダには、限定され
ないが、ポリ（スチレン）、ポリ（エステル）、ポリ（オレフィン）、ポリ（ア
クリレート）、ポリ（アルキルアクリレート）、ポリ（ニトリル）、ポリ（塩化
ビニル）、ポリ（ジエン）、ポリ（カーボネート）、ポリ（シロキサン）、ポリ
（ウレタン）、およびそれらのヘテロポリマーの組み合わせ、のようなポリマー
材料が挙げられる。好適な実施態様において、疎水性ポリマーバインダは、メタ
クリレートポリマーまたはコポリマーを含む。特に好適な実施態様において、疎
水性ポリマーバインダは、エチルヘキシルメタクリレートおよびメチルメタクリ
レートのコポリマーである。For example, in an embodiment for an oxygen sensor, the detection layer 14 includes a hydrophobic binder. Many analytes, such as pH or hydrogen ions, are in water-based samples or mixtures, and because of the rapid wetting of the sample to the optical sensor, adding a hydrophilic polymer binder to the detection layer would benefit, but oxygen The requirements for the sensor are preferably different types of polymer binder 4. In this particular embodiment, the polymer binder includes a hydrophobic binder. Suitable hydrophobic binders include, but are not limited to, poly (styrene), poly (ester), poly (olefin), poly (acrylate), poly (alkyl acrylate), poly (nitrile), poly (vinyl chloride), poly (vinyl chloride) Polymer materials such as (dienes), poly (carbonates), poly (siloxanes), poly (urethanes), and combinations of their heteropolymers. In a preferred embodiment, the hydrophobic polymer binder comprises a methacrylate polymer or copolymer. In a particularly preferred embodiment, the hydrophobic polymer binder is a copolymer of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate.
【００４３】 励起波長が検出層１４に有効に入射するために、および発光信号が検出層１４
から移動し、そして検出装置に到達するために支持体１２を介して移動するため
に、支持体１２自体からの最小干渉が存在することが重要である。典型的に支持
体１２は、実質的にルミネッセンス材料２の励起およびルミネッセンス材料２の
発光波長に対して透明である。典型的な使用において、例えばルミネッセンス材
料２がオクタエチルポルフィリン白金である場合、典型的な励起波長は５３５ｎ
ｍであり、信号検出のための典型的な発光波長は６５０ｎｍである。測定システ
ム１４０において各光学センサ１０に対する励起および発光の特定波長は、それ
に対して支持体１２が実質的に透明であることが必要な実際の波長である。適切
な支持体１２には、制限されないが、可撓性プラスチックフィルム、ガラス板、
ならびに光ファイバおよび導波管の形態でのガラスおよびプラスチックが挙げら
れる。好適な実施態様において、支持体１２は、ルミネッセンス材料２の励起お
よび発光の波長に対して実質的に透明な可撓性プラスチックフィルムである。適
切なプラスチックフィルムには、制限されないが、例えば、Ｅ．Ｉ．ＤｕＰｏｎ
ｔ ｄｅ Ｎｅｍｏｕｒｓ（Ｄｕｐｏｎｔ）によりＭＹＬＡＲ（登録商標）の商
標として販売されているような、およびＣｈｉｒｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ Ａｐｐｌ
ｉｃａｔｉｏｎにおいて記載されているようなポリエチレンテレフタレートのよ
うなポリエステルを含む。さらに支持体１２に対する使用可能物は、ガラス製の
顕微鏡用スライド、ＡＣＬＡＲ（登録商標）（Ａｌｌｉｅｄ−Ｓｉｇｎａｌ，Ｉ
ｎｃ．，Ｍｏｒｒｉｓｔｏｗｎ，ＮＪから入手可能なポリ［トリクロロフルオロ
エチレン］プラスチックフィルムの商標）、およびＳＡＲＡＮ（登録商標）（Ｄ
ｏｗ Ｂｒａｎｄｓ Ｌ．Ｐ．，Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩから入手可能なポリ［塩
化ビニリデン］プラスチックフィルムのための商標）材料である。In order for the excitation wavelength to be effectively incident on the detection layer 14 and for the emission signal to be
It is important that there is minimal interference from the support 12 itself to move from the support 12 and through the support 12 to reach the detection device. Typically, the support 12 is substantially transparent to the excitation of the luminescent material 2 and the emission wavelength of the luminescent material 2. In a typical use, for example, where the luminescent material 2 is octaethylporphyrin platinum, a typical excitation wavelength is 535 n
m and a typical emission wavelength for signal detection is 650 nm. The specific wavelength of excitation and emission for each optical sensor 10 in the measurement system 140 is the actual wavelength for which the support 12 needs to be substantially transparent. Suitable supports 12 include, but are not limited to, flexible plastic films, glass plates,
And glass and plastic in the form of optical fibers and waveguides. In a preferred embodiment, the support 12 is a flexible plastic film that is substantially transparent to the excitation and emission wavelengths of the luminescent material 2. Suitable plastic films include, but are not limited to, e.g. I. DuPon
As sold by t de Nemours (Dupont) as a trademark of MYLAR®, and Chiron Sensor Appl.
and polyesters such as polyethylene terephthalate as described in the Ication. Further, usable materials for the support 12 include glass microscope slides, ACLAR (registered trademark) (Allied-Signal, I.
nc. Poly (trichlorofluoroethylene) plastic film, available from S.A., Morristown, NJ), and SARAN® (D
ow Brands L. P. , A trademark for Poly [vinylidene chloride] plastic film available from Midland, MI.
【００４４】 本発明は、様々な分析物の測定に適合される。１つの実施態様において、分析
物は酸素のようなガスであり、別の実施態様では、分析物は二酸化炭素のような
ガスである。一方で、さらに第３実施態様において、分析物はイオン性材料、お
よび特に水素イオンである。測定のための他の適切なイオン性材料には、限定さ
れないが、水酸化物イオン、ナトリウムイオン、カリウムイオン、カルシウムイ
オン、リチウムイオン、および水溶液試料環境において見られる乳酸、クレアチ
ニン、および尿素のような小さな代謝物分子の酸性または塩基性の荷電形態が挙
げられる。The present invention is adapted for the measurement of various analytes. In one embodiment, the analyte is a gas, such as oxygen, and in another embodiment, the analyte is a gas, such as carbon dioxide. On the other hand, in yet a third embodiment, the analyte is an ionic material, and especially a hydrogen ion. Other suitable ionic materials for measurement include, but are not limited to, hydroxide, sodium, potassium, calcium, lithium, and lactic acid, creatinine, and urea found in aqueous sample environments. Acidic or basic charged forms of various small metabolite molecules.
【００４５】 本発明の別の局面は、光学センサを作製するための方法に関連し、その方法は
、（ａ）支持体を提供すること（ｂ）本明細書に記載されるように支持体の一方
の面上で、検出層をコーティングすることを含む。Another aspect of the present invention relates to a method for making an optical sensor, the method comprising: (a) providing a support; (b) a support as described herein. Coating the detection layer on one side of the substrate.
【００４６】 光学センサ１０の多重検出層１４について単一の支持体１２を使用して異なる
分析物を測定することがしばしば望ましい。光学センサを作製するための方法の
１つの実施態様において、光学センサ１０は、支持体１２上にパターン化されて
コーティングされた２つ以上の検出層１４を含む。典型的にこのパターンは、単
一サポート１２上の狭い幅を有する平行ストライプまたは平行コーティングであ
る。その方法の好適な実施態様において、支持体上にパターン化されてコーティ
ングされた２つ以上の検出層１４は、２つ以上の異なる分析物の濃度を検出する
ことが可能である。It is often desirable to measure different analytes using a single support 12 for the multiple detection layers 14 of the optical sensor 10. In one embodiment of the method for making an optical sensor, the optical sensor 10 includes two or more detection layers 14 patterned and coated on a support 12. Typically, this pattern is a parallel stripe or coating with a narrow width on a single support 12. In a preferred embodiment of the method, two or more detection layers 14 patterned and coated on a support are capable of detecting two or more different analyte concentrations.
【００４７】 光学センサ１０を作製する場合、制御するための唯一の単一コーティングプロ
セスを有することが望ましく、特に、異なる検出層１４が単一支持体１２上にコ
ーティングされる予定の場合は、そうである。光学センサを作製するための方法
の１つの実施態様において、支持体上にパターン化されてコーティングされた２
つ以上の検出層１４は、分析物と接触するために適合される光学センサ１０の外
部層である。その方法の好適な実施態様において、光学センサ１０の外部層とし
て支持体１２上にパターン化されてコーティングされた２つ以上の検出層１４は
、２つ以上の異なる分析物と接触するために適合される。When making the optical sensor 10, it is desirable to have only one single coating process to control, especially if different detection layers 14 are to be coated on the single support 12. It is. In one embodiment of the method for making an optical sensor, a patterned and coated 2 on a support is provided.
One or more detection layers 14 are outer layers of optical sensor 10 that are adapted to contact an analyte. In a preferred embodiment of the method, two or more detection layers 14 patterned and coated on the support 12 as outer layers of the optical sensor 10 are adapted to contact two or more different analytes. Is done.
【００４８】 検出層１４に対する透過率のようなより一貫したバインダ性質を提供するため
に、その層から合成プロセスの間に発達され得る残留応力を除去することが望ま
しくあり得る。光学センサを作製する方法の実施態様の１つにおいて、検出層（
ポリマーバインダを含む）は、ポリマーバインダのガラス転移温度よりも高温に
加熱され、次に外界条件まで冷却される。本明細書で使用される場合は、用語「
外界条件」は、事務所または作業環境の典型的な温度および湿度の範囲を意味す
る。このプロセスは通常ポリマー硬化と呼ばれ、他の代替可能工程を含み得る。To provide more consistent binder properties, such as transmission to the detection layer 14, it may be desirable to remove residual stress from that layer that may be developed during the synthesis process. In one embodiment of the method of making an optical sensor, the detection layer (
The polymer binder (including the polymer binder) is heated above the glass transition temperature of the polymer binder and then cooled to ambient conditions. As used herein, the term "
"Ambient conditions" means the typical temperature and humidity ranges of an office or work environment. This process is commonly referred to as polymer curing and may include other alternative steps.
【００４９】 以下の実施例は本発明を説明する。しかし、これらの実施例は、本発明の範囲
を限定するものとして解釈されるべきでないことが理解される。The following examples illustrate the invention. However, it is understood that these examples should not be construed as limiting the scope of the invention.
【００５０】 （実施例） （比較例１） 約１ｇのメタクリレートコポリマー（モル比１：９でエチルヘキシルメタクリ
レートおよびメチルメタクリレートのモノマーから作製される）および２０ｍｇ
のオクタエチルポルフィリン白金（ＯＥＰ）を、２ｇのクロロホルムに溶解し、
カバーガラス上にスピンコーティングした。そのコーティングされたセンサを、
次いで減圧乾燥機に入れ、１０５℃で１時間加熱し、次いで終夜室温まで徐々に
冷却させた。そのスピンコーティング検出層の厚さは、０．５〜１．０ミクロン
の範囲にあった。共通の譲受人に対する同時係属中の米国特許出願第０８／６１
７，７１４号（本明細書中で参考として援用する）に記載されるように、トノメ
ータ測定された液体試料に対するセンサのルミネッセンス応答の大きさは、光信
号振幅変化として測定した。EXAMPLES Comparative Example 1 Approximately 1 g of methacrylate copolymer (made from monomers of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate in a molar ratio of 1: 9) and 20 mg
Octaethylporphyrin platinum (OEP) was dissolved in 2 g of chloroform,
Spin-coated on cover glass. The coated sensor is
Then, it was placed in a vacuum drier, heated at 105 ° C. for 1 hour, and then gradually cooled to room temperature overnight. The thickness of the spin-coating detection layer ranged from 0.5 to 1.0 micron. Co-pending U.S. Patent Application Serial No. 08/61 to common assignee
As described in US Pat. No. 7,714 (incorporated herein by reference), the magnitude of the luminescence response of the sensor to a tonometer-measured liquid sample was measured as a change in optical signal amplitude.
【００５１】 図３は、発光性強度比（Ｆ0／Ｆ）対変動する酸素レベルのＳｔｅｒｎ−Ｖｏ ｌｍｅｒプロットを示す。透明な液体標準較正溶液が測定された場合、Ｓｔｅｒ
ｎ−Ｖｏｌｍｅｒプロットは、変動する酸素レベルに対してルミネッセンス強度
比の直線的応答を与える。しかし不透明な血液試料が測定され、そして酸素を含
まない透明液体標準溶液により決定されるＦ0値が使用された場合、応答曲線は 、試料中の全ヘモグロビン（ＴＨｂ）に依存して次第に置換される。FIG. 3 shows a Stern-Volmer plot of luminous intensity ratio (F 0 / F) versus varying oxygen levels. If a clear liquid standard calibration solution was measured,
The n-Volmer plot gives a linear response of the luminescence intensity ratio to varying oxygen levels. However, if an opaque blood sample was measured and an F 0 value determined by a clear liquid standard solution without oxygen was used, the response curve was gradually displaced depending on the total hemoglobin (THb) in the sample. You.
【００５２】 （実施例１） 約１ｇのエチルヘキシルメタクリレートおよびメチルメタクリレートコポリマ
ー（比較例１に記載された）、１ｇの二酸化チタン（ＤｕＰｏｎｔから Ｔｉ−
Ｐｕｒｅ（登録商標）乾燥グレード Ｒ−７００として入手可能なＴｉＯ2）、 １０ｍｌのテトラヒドロフラン（ＴＨＦ）、および１０のタングステンカーバイ
ドビーズを、ガラスジャーに加えられ、栓をして、そして終夜粉砕された。６ｍ
ｇのＯＥＰを３ｍｌの粉砕された混合物に加え、ボルテックス混合によって激し
く撹拌された。二酸化チタンを有する色素混合物から得られる検出層は、「Ｏｐ
ｔｉｃａｌ Ｓｅｎｓｏｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｏｐｅｒａｔｉｏｎ
」と題されたＣｈｉｒｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ（本明細書
中先に参考として援用した）に記載された堆積方法を使用してＭＹＬＡＲ（登録
商標）ポリエステルフィルム支持体に適用され、約８ミクロンの乾燥厚さを提供
した。次いでそのセンサを、減圧乾燥機に入れ、１０５℃で１時間加熱し、次い
で終夜室温まで徐々に冷却させた。図４の結果は、図３と比較して、トノメータ
測定された血液試料が、検出層にＴｉＯ2を含む光学センサが使用された場合、 透明な液体較正溶液について導出したＳｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒ関係に対応する
ルミネッセンス応答（Ｆ0／Ｆ）を与えることを示す点は、各個々の点で血液ま たは液体標準溶液の３つの別個の試料測定の平均を表す。Example 1 About 1 g of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate copolymer (described in Comparative Example 1), 1 g of titanium dioxide (from DuPont to Ti-
TiO 2 , available as Pure® dry grade R-700), 10 ml of tetrahydrofuran (THF), and 10 tungsten carbide beads were added to a glass jar, stoppered and milled overnight. 6m
g OEP was added to 3 ml of the milled mixture and stirred vigorously by vortex mixing. The detection layer obtained from the dye mixture with titanium dioxide is "Op
physical Sensor and Method of Operation
Applied to a MYLAR® polyester film support using the deposition method described in Chiron Sensor Application entitled " Offered. The sensor was then placed in a vacuum dryer, heated at 105 ° C. for 1 hour, and then allowed to slowly cool to room temperature overnight. The results in FIG. 4 correspond to the Stern-Volmer relation derived for the transparent liquid calibration solution when the blood sample measured by the tonometer is used with an optical sensor containing TiO 2 in the detection layer, as compared with FIG. The points that give the corresponding luminescence response (F 0 / F) represent the average of three separate sample measurements of a blood or liquid standard solution at each individual point.
【００５３】 （比較例２） ＴｉＯ2を添加しない比較コントロール溶液は、６ｍｇのＯＥＰ、３００ｍｇ のメタクリレートコポリマー（比較例１に記載されるように）、および３ｍｌの
ＴＨＦをガラスシンチレーションバイアルに加え、終夜その得られた混合を溶解
させることによって調製した。検出層は、約４ミクロンの乾燥厚さを提供するよ
うに、実施例１のようにＭＹＬＡＲ（登録商標）ポリエステルフィルム基板上に
作製し、先に記載したように、引き続いて１０５℃で１時間加熱し、次いで冷却
した。図４と対照的に、これらのコントロールセンサは、単なる水溶液の較正後
、血液試料によって引き起こされたかなりの誤差を示した。他の物理的性質を、
図５および表１においてコントロール材料に対して記述する。図５においてコン
トロールセンサによる酸素レベルにおける工程変化に対する応答は、約０．７秒
で９０％完了することがわかった。Comparative Example 2 A control control solution without TiO 2 was prepared by adding 6 mg OEP, 300 mg methacrylate copolymer (as described in Comparative Example 1), and 3 ml THF to a glass scintillation vial and overnight. Prepared by dissolving the resulting mixture. The detection layer was fabricated on a MYLAR® polyester film substrate as in Example 1 to provide a dry thickness of about 4 microns, followed by 1 hour at 105 ° C. as described above. Heat and then cool. In contrast to FIG. 4, these control sensors showed significant errors caused by blood samples after simple aqueous solution calibration. Other physical properties,
The control material is described in FIG. 5 and Table 1. In FIG. 5, the response of the control sensor to a step change in oxygen level was found to be 90% complete in about 0.7 seconds.
【００５４】 （実施例２） 様々な量のＴｉＯ2量を有する検出層を構成するために、２つの初期混合物Ａ およびＢは、混合物Ｂが、ポリマーおよびＴｉＯ2を組み合わせた重量の５０重 量％のＴｉＯ2も含むことを除いて、同一の色素、ポリマーおよび溶媒比で調製 される。混合物Ａ（比較例２におけるコントロールと同一）は、６ｍｇのＯＥＰ
、３００ｍｇのメタクリレートコポリマー（比較例１に記載されるように）、お
よび３ｍｌのＴＨＦをガラスシンチレーションバイアルに加え、その混合物を終
夜溶解させることによって調製した。第２混合物は、１ｇのメタクリレートコポ
リマー（比較例１に記載されるように）、１ｇのＴｉ−Ｐｕｒｅ（登録商標）Ｒ
−７００ ＴｉＯ2、１０ｍｌのＴＨＦ、および１０のタングステン混合ビーズ をガラスジャーに加え、栓をし、回転装置で終夜粉砕することにより調製した。
第２工程において６ｍｇの色素（ＯＥＰ）を加え、混合物Ｂにするために３ｍｌ
の第２混合物にボルテックスすることで溶解した。ＡおよびＢ溶液を１：０、３
：１、１：１、１：３、および０：１の比において混合し、次いでＭＹＬＡＲ（
登録商標）ポリエステルフィルム支持体上に検出層を堆積することによって、０
重量％、１２．５重量％、２５重量％、３７．５重量％、および５０重量％のＴ
ｉＯ2に対応するセンサ（４〜８ミクロンの範囲における厚さを有する）を作製 した。次いでそのセンサを、減圧乾燥機に入れ、１０５℃で１時間加熱し、次い
で終夜室温まで徐々に冷却させた。５０％ＴｉＯ2センサによる酸素レベルの工 程変化に対する応答は、図６に示されるように約０．７秒で９０％完了すること
がわかった。これは、図５に先に見られるようなＴｉＯ2を有さないコントロー ルセンサと都合良く匹敵することが見られた。従って、光学センサの応答速度は
、検出層へのＴｉＯ2の添加によって有意には影響されなかった。Example 2 In order to construct a detection layer with varying amounts of TiO 2 , the two initial mixtures A and B consisted of a mixture B having a weight of 50 times the combined weight of the polymer and TiO 2. %, Prepared with the same dye, polymer and solvent ratios, except that they also contain TiO 2 %. Mixture A (identical to the control in Comparative Example 2) contains 6 mg of OEP
, 300 mg of methacrylate copolymer (as described in Comparative Example 1), and 3 ml of THF were added to a glass scintillation vial and the mixture was allowed to dissolve overnight. The second mixture comprises 1 g of methacrylate copolymer (as described in Comparative Example 1), 1 g of Ti-Pure® R
-700 TiO 2, 10 ml of THF, and 10 of tungsten mixed beads were added to a glass jar, capped, it was prepared by milling overnight in a rotary device.
In the second step add 6 mg of dye (OEP) and add 3 ml to make mixture B
Was dissolved in the second mixture by vortexing. A and B solutions 1: 0, 3
: 1, 1: 1, 1: 3 and 0: 1 in a ratio, then MYLAR (
By depositing a detection layer on a (registered trademark) polyester film support,
Wt%, 12.5 wt%, 25 wt%, 37.5 wt%, and 50 wt% T
The sensor corresponding to iO 2 (having a thickness in the range of 4-8 microns) were prepared. The sensor was then placed in a vacuum dryer, heated at 105 ° C. for 1 hour, and then allowed to slowly cool to room temperature overnight. The response of the 50% TiO 2 sensor to step changes in oxygen level was found to be 90% complete in about 0.7 seconds, as shown in FIG. This was found to be conveniently comparable to the control sensor without TiO 2 as seen earlier in FIG. Therefore, the response speed of the optical sensor was not significantly affected by the addition of TiO 2 to the detection layer.
【００５５】 そのセンサのいくつかの追加的性質は、表１に比較される。光学密度（Ｏ．Ｄ
．）は、Ｐｅｒｋｉｎ Ｅｌｍｅｒ Ｍｏｄｅｌ ５５９ ＵＶ／ＶＩＳ分光器
（Ｎｏｒｗａｌｋ，ＣＴ）で表示された波長で検出層を介しての光の伝達によっ
て決定した。全てのセンサについての相対的信号振幅は、一定のプリアンプゲイ
ンおよび２５℃で２１％酸素の標準条件に対しての規格化の後決定した。Ｓｔｅ
ｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒ定数は、一連のトノメータ測定された水溶性緩衝試料に対す
る個々のセンサの露出によって決定した。Some additional properties of the sensor are compared in Table 1. Optical density (OD
. ) Was determined by transmission of light through the detection layer at the wavelength indicated on a Perkin Elmer Model 559 UV / VIS spectrometer (Norwalk, CT). Relative signal amplitudes for all sensors were determined after normalization to standard conditions of constant preamplifier gain and 21% oxygen at 25 ° C. Ste
The rn-Volmer constant was determined by the exposure of individual sensors to a series of tonometered aqueous buffer samples.
【００５６】[0056]
【表１】 表１に見られるように、ＴｉＯ2でコーティングされた酸素センサは、ＴｉＯ2 を含まないコントロールセンサよりわずかに低いＫSV値を有することが分かった
。この効果は、ＴｉＯ2の高レベルにおいてのみ観察可能であった。有利にも、 これはここで使用されるレベルにおけるＴｉＯ2は、センサまたは検出層の全透 過率に小さな影響のみを有することを示す。ＴｉＯ2粒子からの反射は、ＫSV値 に示されるように、検知された信号を増加させることにおいて、ならびに直線的
応答およびルミネッセンスを消光する感度を維持することにおいて、正味のポジ
ティブな効果を有する正規化された信号振幅から観測された。これらの有利な結
果は、二酸化チタン粒子のような反射材料をルミネッセンス検出層に取り込むこ
とが、光遮断と光散乱とによってルミネッセンス出力を顕著に低下させ、かつル
ミネッセンス消光の結果の均一性および一貫性を妨げるという予測の観点から、
驚くべきことである。[Table 1] As seen in Table I, the oxygen sensor coated with TiO 2 it was found to have a slightly lower K SV value than the control sensor without the TiO 2. This effect was observable only at high levels of TiO 2. Advantageously, this indicates that TiO 2 at the levels used here has only a small effect on the total transmission of the sensor or detection layer. Reflection from TiO 2 particles, as shown in K SV value, in increasing the detected signal, as well as in maintaining the sensitivity to quench linear response and luminescence, with a positive net effect Observed from the normalized signal amplitude. These advantageous results are that the incorporation of reflective materials, such as titanium dioxide particles, into the luminescence detection layer significantly reduces the luminescence output due to light blocking and light scattering, and the uniformity and consistency of the luminescence quenching results. From the perspective of anticipating that
That is surprising.
【００５７】 （実施例３） 第１溶液を、３００ｍｇのメタクリレートコポリマー（比較例１に記載された
ように）、３００ｍｇの「ＰＥＲＧＯＰＡＫ（登録商標）Ｍ２」（ＭＡＲＴＩＮ
ＳＷＥＲＫ ＧｍｂＨ， Ｂｅｒｋｈｅｉｍ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄから入手
可能）の商品名で販売されている白色または赤色ポリマー顔料、および３ｍｌの
ＴＨＦをガラスシンチレーションバイアルに加え、その得られた混合物をタング
ステンカーバイドビーズとともに終夜粉砕することによって調製した。２ｍｇの
発光酸素検知色素（ＯＥＰ）を、１ｍｌの粉砕した混合物に加え、そして色素を
溶解するためにボルテックスし、ストライプのあるセンサ層を、実施例１に記載
されたようにＭＹＬＡＲ（登録商標）ポリエステルフィルム支持体上に形成し、
１０５℃で１時間熱処理によって硬化させた。光学応答の測定は、比較例１の場
合のように実施された。実施例１におけるＴｉＯ2の場合と同様に、図７に示さ れるように血液値は、顕著には曲がっておらず、むしろ液体較正から導出したＳ
ｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒ挙動に従うように見える。従って、赤色ポリマー（ポリ
マー顔料「ＰＥＲＧＯＰＡＫ（登録商標）Ｍ２」の形態において）を、血液散乱
効果を減少させる場合、ＴｉＯ2の代替の反射材料として使用した。Example 3 A first solution was prepared by adding 300 mg of a methacrylate copolymer (as described in Comparative Example 1), 300 mg of “PERGOPAK® M2” (MARTIN).
White or red polymer pigment sold under the trade name SWERK GmbH, Berkheim, Switzerland), and 3 ml of THF are added to the glass scintillation vial and the resulting mixture is milled overnight with tungsten carbide beads. Prepared. 2 mg Luminescent Oxygen Sensing Dye (OEP) is added to 1 ml milled mixture and vortexed to dissolve the dye and the striped sensor layer is MYLAR® as described in Example 1. Formed on a polyester film support,
Cured by heat treatment at 105 ° C. for 1 hour. The measurement of the optical response was performed as in Comparative Example 1. As in the case of TiO 2 in Example 1, as shown in FIG. 7, the blood values were not significantly bent, but rather were S S derived from liquid calibration.
It appears to follow the tern-Volmer behavior. Therefore, a red polymer (in the form of the polymer pigment “PERGOPAK® M2”) was used as an alternative reflective material for TiO 2 when reducing the blood scattering effect.
【００５８】 （実施例４） 第１溶液は、３００ｍｇのメタクリレートコポリマー（比較例１に記載された
ように）、１５０ｍｇの白色ポリマー顔料「ＰＥＲＧＯＰＡＫ（登録商標）Ｍ２
」（ＭＡＲＴＩＮＳＷＥＲＫ ＧｍｂＨ，Ｂｅｒｋｈｅｉｍ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌ
ａｎｄから入手可能）、１５０ｍｇのＴｉ−Ｐｕｒｅ（登録商標）Ｒ−７００
ＴｉＯ2、および３ｍｌのＴＨＦをガラスシンチレーションバイアルに加え、終 夜タングステンカーバイドビーズとともに得られた混合物を粉砕することにより
調製した。２ｍｇの発光酸素検知色素（ＯＥＰ）を、１ｍｌの粉砕混合物に加え
、色素を溶解するためにボルテックスされる。ストライプ状センサ層を、実施例
１に記載されたようにＭＹＬＡＲ（登録商標）ポリエステルフィルム支持体上に
形成し、１０５℃で１時間の熱処理によって硬化させた。光学応答の測定を、比
較例１におけるように実施した。トノメータ測定された液体較正に対するＳｔｅ
ｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒ応答を、トノメータ測定された血液試料に対する応答ととも
に図８にプロットする。実施例１における二酸化チタンを用いる場合、および実
施例３における「ＰＥＲＧＯＰＡＫ（登録商標）Ｍ２」単独の場合と同様に、図
８における血液値は、顕著には曲げられず、液体較正から導出したＦ0値が使用 された場合でさえ、むしろＳｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒ挙動に従う。従ってポリマ
ー顔料「ＰＥＲＧＯＰＡＫ（登録商標）Ｍ２」およびＴｉＯ2顔料の組み合わせ は、血液による散乱効果を減少するために使用された。Example 4 A first solution was composed of 300 mg of a methacrylate copolymer (as described in Comparative Example 1), 150 mg of a white polymer pigment “PERGOPAK® M2
(MARTINSWERK GmbH, Berkheim, Switzerland
and 150 mg of Ti-Pure® R-700.
TiO 2 , and 3 ml of THF were prepared by adding to a glass scintillation vial and milling the resulting mixture with tungsten carbide beads overnight. 2 mg of luminescent oxygen sensing dye (OEP) is added to 1 ml of the milled mixture and vortexed to dissolve the dye. A striped sensor layer was formed on a MYLAR® polyester film support as described in Example 1 and cured by heat treatment at 105 ° C. for 1 hour. The measurement of the optical response was performed as in Comparative Example 1. Stem for tonometer measured liquid calibration
The rn-Volmer response is plotted in FIG. 8 along with the response to the tonometer measured blood sample. Similar to the case of using titanium dioxide in Example 1 and the case of “PERGOPAK (registered trademark) M2” alone in Example 3, the blood value in FIG. Even when the 0 value is used, it rather follows the Stern-Volmer behavior. Thus polymeric pigment "PERGOPAK (TM) M2" and TiO 2 combination of pigments was used to reduce the scattering effect of blood.
【００５９】 （比較例３） ＴｉＯ2が加えられないｐＨ検知層に用いる比較コントロールコーティング溶 液は、共有結合的に結合された４−アクリルアミノフルオレセインを有するＮ，
Ｎ−ジメチルアクリルアミドおよびＮ−ｔｅｒｔ−ブチルアクリルアミドのモノ
マーから成るｐＨに敏感なコポリマー５０ｍｇを１ｍｌのＴＨＦにＡｌｄｅｒら
による国際特許出願ＷＯ９５−３０１４８（先に参考として援用した）に記載さ
れた方法で溶解することによって調製した。その検知層を、ＭＹＬＡＲ（登録商
標）ポリエステルフィルム支持体上にストライプ状に「Ｏｐｔｉｃａｌ Ｓｅｎ
ｓｏｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｏｐｅｒａｔｉｏｎ」と題されたＣｈｉ
ｒｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎにおいて概略された方法に従っ
て堆積した。溶媒の蒸発後、そのストライプは、その上が塩基性水溶性緩衝試料
によって濡れ、薄緑色になるまで、実質的に無色であった。図９に記載のデータ
に関して、較正および血液試料の両者を、Ｃｈｉｒｏｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ
ｓ Ｍｏｄｅｌ ８６０血液ガス分析器（Ｃｈｉｒｏｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ
ｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，Ｎｏｒｗｏｏｄ，ＭＡから入手可能）で測定し、
その後光学センサ層を用いる蛍光測定を行った。血液および水溶性較正曲線に示
されるように、観測された光学信号に有意のオフセットが存在する。Comparative Example 3 The comparative control coating solution used for the pH sensing layer to which no TiO 2 was added was N, with covalently bound 4-acrylaminofluorescein.
Dissolve 50 mg of a pH-sensitive copolymer consisting of monomers of N-dimethylacrylamide and N-tert-butylacrylamide in 1 ml of THF by the method described in International Patent Application WO 95-30148 by Alder et al., Which was previously incorporated by reference. Prepared. The sensing layer is striped on a MYLAR® polyester film support in an “Optical Sen”
Chi entitled "Sor and Method of Operation"
Deposited according to the method outlined in the ron Sensor Application. After evaporation of the solvent, the stripe was substantially colorless until it was wetted by the basic aqueous buffer sample and turned light green. For the data described in FIG. 9, both the calibration and the blood samples were prepared using Chiron Diagnostics.
s Model 860 Blood Gas Analyzer (Chiron Diagnostic)
s Corporation, available from Norwood, Mass.)
Thereafter, fluorescence measurement using the optical sensor layer was performed. As shown in the blood and water solubility calibration curves, there is a significant offset in the observed optical signal.
【００６０】 （実施例５） 反射顔料を有するｐＨ検出層を構成するために、比較例３における溶液は、Ｔ
ｉ−Ｐｕｒｅ（登録商標）Ｒ−７０６ 乾燥グレード（これもまたＤｕ Ｐｏｎ
ｔから入手可能な）の形態の２５ｍｇのＴｉＯ2および、２５ｍｇの白色ポリマ ー顔料「ＰＥＲＧＯＰＡＫ（登録商標）Ｍ２」とともに供給され、いくつかのタ
ングステンカーバイドビーズとともに栓をされたガラスバイアルに入れ、回転装
置で終夜粉砕された。堆積工程および測定方法は、比較例３に記載された方法と
同じであった。図１０における曲線は、反射顔料の組み合わせが、検知層におい
て使用され、血液分散効果を減少する場合、血液試料と、水溶性較正との間の差
異がほとんどないことを示す。Example 5 In order to constitute a pH detecting layer having a reflective pigment, the solution in Comparative Example 3 was prepared by using T
i-Pure® R-706 dry grade (also Du Pon
(available from Co., Ltd.) in a glass vial supplied with 25 mg of TiO 2 and 25 mg of a white polymer pigment “PERGOPAK® M2” and stoppered with some tungsten carbide beads. Milled overnight in the apparatus. The deposition process and the measurement method were the same as those described in Comparative Example 3. The curves in FIG. 10 show that there is little difference between a blood sample and a water-soluble calibration when a combination of reflective pigments is used in the sensing layer to reduce the blood dispersion effect.
【００６１】 （比較例４） 反射材料を加えないＣＯ2検出層のための比較コントロールコーティング溶液 を、実質的に米国特許第５，５０６，１４８号に記載されているように構成し、
エチルセルロース７％溶液（重量で）を、１００ｍｌの７：３トルエン：エタノ
ール混合物に７ｇ溶解することによって調製した。この溶液に２ｍｌの水酸化テ
トラブチルアンモニウム、および５ｍｇのヒドロキシピレントリスルホン酸（Ｈ
ＰＴＳ）を加えた。その溶液を、比較例３に記載されるように、検知層として堆
積した。終夜風乾後、これはＣＯ2検出のための非常に薄い緑色ストライプを生 成した。その検知層は、溶解した二酸化炭素の分圧に敏感であり、等価なＣＯ2 分圧とともにトノメータ測定された血液試料に対して露出された場合、増加した
信号を与えた。Comparative Example 4 A comparative control coating solution for a CO 2 detection layer without the addition of a reflective material was constructed substantially as described in US Pat. No. 5,506,148,
A 7% solution of ethylcellulose (by weight) was prepared by dissolving 7 g in 100 ml of a 7: 3 toluene: ethanol mixture. 2 ml of tetrabutylammonium hydroxide and 5 mg of hydroxypyrenetrisulfonic acid (H
(PTS) was added. The solution was deposited as a sensing layer as described in Comparative Example 3. After overnight air drying, which was generates an extremely thin green stripes for CO 2 detection. The detection layer is sensitive to the partial pressure of dissolved carbon dioxide when it is exposed to tonometer measured blood samples with equivalent partial pressure of CO 2 to give a increased signal.
【００６２】 （実施例６） 反射材料を加えた、ＣＯ2検知層のためのコーティング溶液を、比較例４に記 載された塩基性溶液から構成した。エチルセルロース７％溶液（重量で）を７：
３のトルエン：エタノール混合物１００ｍｌに７ｇを溶解することによって調製
した。この第１溶液に２ｍｌのテトラブチルアンモニウムヒドロキシド、および
５ｍｇのヒドロキシピレントリスルホン酸（ＨＰＴＳ）を加える。反射材料を有
するコーティング溶液は、８０ｍｇまたは１６０ｍｇのＴｉ−Ｐｕｒｅ（登録商
標）Ｒ−７０６のようなＴｉＯ2を１６ｍｌの第２混合物のアリコートにさらに 加え、そしていくつかのタングステンボールを含む栓をされたガラスバイアルで
終夜粉砕することによって調製した。その溶液を、比較例３に記載されるように
検知層として堆積させ、終夜空気乾燥後、６．６重量％、１２．５重量％のＴｉ
Ｏ2を含む検知層を生成した。比較例４で使用された、同様のトノメータ測定さ れた緩衝液試料および血液試料を、蛍光信号値を得るために使用した。血液試料
および水性試料の間の信号オフセットにおけるそのパーセント差異は、図１１に
０％、６．６％、および１２．５％の反射材料を含むセンサに対してプロットさ
れる。血液試料および水性液体較正試料の間の差異は、反射材料の存在、および
増加レベルによって顕著に減少される。Example 6 A coating solution for a CO 2 sensing layer, with the addition of a reflective material, was composed of the basic solution described in Comparative Example 4. Ethyl cellulose 7% solution (by weight):
3 was prepared by dissolving 7 g in 100 ml of toluene: ethanol mixture. To this first solution is added 2 ml of tetrabutylammonium hydroxide and 5 mg of hydroxypyrenetrisulfonic acid (HPTS). Coating solution having a reflective material further added TiO 2, such as 80mg or 160mg of Ti-Pure (R) R-706 to an aliquot of the second mixture of 16 ml, and stoppered including several tungsten ball Prepared by grinding overnight in a glass vial. The solution was deposited as a sensing layer as described in Comparative Example 3 and, after air drying overnight, 6.6 wt%, 12.5 wt% Ti
To produce a detection layer containing O 2. The same tonometer-measured buffer sample and blood sample used in Comparative Example 4 were used to obtain fluorescence signal values. The percent difference in signal offset between the blood sample and the aqueous sample is plotted in FIG. 11 for sensors containing 0%, 6.6%, and 12.5% reflective material. The difference between the blood sample and the aqueous liquid calibration sample is significantly reduced by the presence of reflective material, and increasing levels.
【００６３】 本発明は、本発明の特定の、および一般的実施態様を参照して、それらに関し
て詳細に記載されてきたが、当業者は、本発明の精神および範囲から逸脱するこ
となく様々な変動および改変がなされ得ることが明確である。Although the present invention has been described in detail with reference to specific and general embodiments thereof, those skilled in the art will appreciate that various modifications can be made without departing from the spirit and scope of the invention. It is clear that variations and modifications can be made.
【図１】 図１は、本発明の光学センサの構成部品の図である。FIG. 1 is a diagram of components of an optical sensor according to the present invention.
【図２】 図２は、本発明の発光光学センサの出力信号を測定することが可能なテスト装
置の略図である。FIG. 2 is a schematic diagram of a test apparatus capable of measuring an output signal of the light emitting optical sensor of the present invention.
【図３】 図３は、透明な水性緩衝較正試料、および全ヘモグロビン（ＴＨｂ）の２つの
異なる濃度を有する２つの不透明血液試料を用いた比較例１に示される、酸素セ
ンサのためのルミネッセンス強度比（Ｆ0／Ｆ）対酸素量（ｍｍｐＯ2）のＳｔｅ
ｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒプロットである。FIG. 3 shows the luminescence intensity for the oxygen sensor shown in Comparative Example 1 using a clear aqueous buffered calibration sample and two opaque blood samples with two different concentrations of total hemoglobin (THb). Ste of ratio (F 0 / F) to oxygen amount (mmpO 2 )
It is a rn-Volmer plot.
【図４】 図４は、血液およびトノメータ測定された緩衝液試料の両者に対し、実施例１
に記載された二酸化チタンを含む酸素センサについての、発光強度比対酸素量の
Ｓｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒプロットである。FIG. 4 shows Example 1 for both blood and tonometer-measured buffer samples.
7 is a Stern-Volmer plot of the emission intensity ratio versus the oxygen amount for the oxygen sensor including titanium dioxide described in FIG.
【図５】 図５は、比較例２に記載されたように二酸化チタンを含まない制御酸素センサ
に対する最終ルミネッセンス発光の９０％の達成に対する応答速度を示す。FIG. 5 shows the response speed for achieving 90% of the final luminescence emission for a controlled oxygen sensor without titanium dioxide as described in Comparative Example 2.
【図６】 実施例２に記載されたように５０％二酸化チタンを含む本発明の酸素センサに
対する最終ルミネッセンス発光の９０％の達成に対する応答速度を示す。FIG. 6 shows the response speed for achieving 90% of the final luminescence emission for an oxygen sensor of the invention comprising 50% titanium dioxide as described in Example 2.
【図７】 図７は、血液およびトノメータ測定された緩衝液試料の両者に対し、実施例３
に記載された赤色ポリマーを含む酸素センサに対し、発光強度比対酸素量のＳｔ
ｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒプロットである。FIG. 7 shows Example 3 for both blood and tonometer-measured buffer samples.
For the oxygen sensor containing the red polymer described in the above paragraph, the emission intensity ratio to the amount of oxygen St
It is an ern-Volmer plot.
【図８】 図８は、血液およびトノメータ測定された緩衝液試料の両者に対し、実施例４
に記載された、赤色ポリマーおよび二酸化チタンの組み合わせを含む酸素センサ
に対する、発光強度比対酸素量のＳｔｅｒｎ−Ｖｏｌｍｅｒプロットである。FIG. 8 shows Example 4 for both blood and tonometer measured buffer samples.
5 is a Stern-Volmer plot of emission intensity ratio versus oxygen content for an oxygen sensor comprising a combination of a red polymer and titanium dioxide, as described in US Pat.
【図９】 図９は、比較例３に記載されるように、反射材料を用いず作られたｐＨセンサ
の水溶性較正緩衝液および血液試料に対する応答を示す。FIG. 9 shows the response of a pH sensor made without a reflective material to a water-soluble calibration buffer and a blood sample as described in Comparative Example 3.
【図１０】 図１０は、実施例５に示されるように、赤色ポリマーおよび二酸化チタンの組
み合わせを用いて作られたｐＨセンサの緩衝液および血液試料の応答を示す。FIG. 10 shows the response of a pH sensor buffer and blood sample made using a combination of a red polymer and titanium dioxide, as shown in Example 5.
【図１１】 図１１は、比較例４において反射材料を用いずに、実施例６におけるような反
射材料を用いて作られた場合の、二酸化炭素センサを用い、血液および水溶性ト
ノメータ測定された試料で観測されたルミネッセンス信号間のパーセント差異を
示す。FIG. 11 shows blood and water-soluble tonometer measurements using a carbon dioxide sensor when made using the reflective material as in Example 6 without using the reflective material in Comparative Example 4. The percentage difference between the luminescence signals observed in the sample is shown.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ， ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，Ｌ Ｔ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ， ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，Ｕ Ａ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 メイソン， リチャード ダブリュー． アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02054， ミリス， カーブ ストリート 222 (72)発明者 スロバセック， ルドルフ イー． アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02056， ノーフォーク， キング スト リート 60 (72)発明者 クッドモア， スーザン エル． アメリカ合衆国 マサチューセッツ 01568， アップトン， ウィリアムズ ストリート 41 (72)発明者 マンクホルム， クリスチャン アメリカ合衆国 マサチューセッツ 01970， セイラム， ギフォード コー ト 12 (72)発明者 サリバン， ケビン ジェイ． アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02052， メッドフィールド， インディ アン ヒル ロード 63 Ｆターム(参考） 2G043 AA01 BA09 BA13 BA16 CA01 CA03 DA02 DA05 EA01 EA02 GA07 GA08 GB21 JA03 KA02 KA05 LA01 NA01 2G054 AA01 AA02 CA01 CA08 CD01 EA03 EB01 FA27 GA03 GA04 GB02 JA01 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of front page (81) Designated country EP (AT, BE, CH, CY, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, LU, MC, NL, PT, SE ), OA (BF, BJ, CF, CG, CI, CM, GA, GN, GW, ML, MR, NE, SN, TD, TG), AP (GH, GM, KE, LS, MW, SD, SZ, UG, ZW), EA (AM, AZ, BY, KG, KZ, MD, RU, TJ, TM), AL, AM, AT, AU, AZ, BA, BB, BG, BR, BY, CA, CH, CN, CU, CZ, DE, DK, EE, ES, FI, GB, GD, GE, GH, GM, HR, HU, ID, IL, IN, IS, JP, KE , KG, KP, KR, KZ, LC, LK, LR, LS, LT, LU, LV, MD, MG, MK, MN, MW, MX, NO, NZ, PL, PT, RO, RU, SD, SE, SG, SI, SK, SL, TJ, TM, TR, TT, UA, UG, US, UZ, VN, YU, ZW (72) Inventor Mason, Richard W .; United States Mass. 02054, Millis, Curve Street 222 (72) Inventor Slovasek, Rudolf E. United States Mass. 02056, Norfolk, King Street 60 (72) Inventors Kudmore, Susan El. United States Massachusetts 01568, Upton, Williams Street 41 (72) Inventor Mankholm, Christian United States Massachusetts 01970, Salem, Gifford Court 12 (72) Inventor Sullivan, Kevin Jay. United States Massachusetts 02052, Medfield, Indian Hill Road 63 F term (reference) 2G043 AA01 BA09 BA13 BA16 CA01 CA03 DA02 DA05 EA01 EA02 GA07 GA08 GB21 JA03 KA02 KA05 LA01 NA01 2G054 AA01 AA02 CA01 CA08 CD01 EA03 GA01 GB01
Claims (66)
、 （ａ）分析物の量の変動に応じて、ルミネッセンス材料のルミネッセンス強度
が変動するルミネッセンス材料と、 （ｂ）該ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率的な反射率を有
する反射材料と、 （ｃ）ポリマーバインダと、を含む、光学センサ。1. An optical sensor comprising a support and a detection layer, said detection layer comprising: (a) a luminescent material whose luminescence intensity varies according to a variation in the amount of an analyte; An optical sensor comprising: a) a reflective material having highly efficient reflectance of the wavelength of excitation and emission of the luminescent material; and (c) a polymer binder.
項１に記載の光学センサ。2. The optical sensor according to claim 1, wherein said detection layer has a thickness of 0.2 to 15 microns.
項１に記載の光学センサ。3. The optical sensor according to claim 1, wherein the detection layer has a thickness of 0.5 to 10 microns.
記載の光学センサ。4. The optical sensor according to claim 1, wherein the detection layer has a thickness of 1 to 8 microns.
する、請求項１に記載の光学センサ。5. The optical sensor according to claim 1, wherein the reflective material is present in an amount of 5 to 65% of the weight of the detection layer.
在する、請求項１に記載の光学センサ。6. The optical sensor according to claim 1, wherein the reflective material is present in an amount of 10% to 50% of the weight of the detection layer.
在する、請求項１に記載の光学センサ。7. The optical sensor according to claim 1, wherein the reflective material is present in an amount of 30 to 50% of the weight of the detection layer.
ン、硫酸バリウム、酸化マグネシウム、およびそれらの組み合わせから成る群か
ら選択される、請求項１に記載の光学センサ。9. The optical sensor according to claim 1, wherein the reflective material is selected from the group consisting of titanium dioxide, zinc oxide, antimony trioxide, barium sulfate, magnesium oxide, and combinations thereof.
光学センサ。10. The optical sensor according to claim 1, wherein said reflective material comprises titanium dioxide.
、請求項１に記載の光学センサ。11. The optical sensor according to claim 1, wherein the reflective material comprises a red polymer pigment.
み合わせを含む、請求項１に記載の光学センサ。12. The optical sensor according to claim 1, wherein the reflective material includes a combination of a red polymer pigment and an inorganic pigment.
応された前記光学センサの最外部の層である、請求項１に記載の光学センサ。13. The optical sensor of claim 1, wherein the detection layer is an outermost layer of the optical sensor adapted for contact with a mixture containing the analyte.
、請求項１に記載の光学センサ。14. The optical sensor according to claim 1, wherein the optical sensor comprises the support and the detection layer.
記載の光学センサ。15. The optical sensor according to claim 1, wherein the luminescent material is a fluorescent material.
、ローダミン、およびピレンから成る群から選択される、請求項１に記載の光学
センサ。16. The optical sensor of claim 1, wherein the luminescent material is selected from the group consisting of acridine, fluorescein, rhodamine, and pyrene.
ルアミド）、ポリ（スチレン）、ポリ（アクリレート）、ポリ（アルキルアクリ
レート）、ポリ（ニトリル）、ポリ（塩化ビニル）、ポリ（ビニルアルコール）
、ポリ（ジエン）、ポリ（エステル）、ポリ（カーボネート）、ポリ（シロキサ
ン）、ポリ（ウレタン）、ポリ（オレフィン）、ポリ（イミド）、およびそれら
のヘテロポリマーの組み合わせ、ならびにセルロース系およびそれの誘導体から
成る群から選択される１つ以上のポリマーを含む、請求項１に記載の光学センサ
。17. The method according to claim 17, wherein the polymer binder is poly (amide), poly (acrylamide), poly (styrene), poly (acrylate), poly (alkyl acrylate), poly (nitrile), poly (vinyl chloride), poly (vinyl chloride). alcohol)
, Poly (dienes), poly (esters), poly (carbonates), poly (siloxanes), poly (urethanes), poly (olefins), poly (imides) and combinations of their heteropolymers, and cellulosics and their The optical sensor according to claim 1, comprising one or more polymers selected from the group consisting of derivatives.
項１に記載の光学センサ。18. The optical sensor according to claim 1, wherein the polymer binder includes ethyl cellulose.
ド、およびＮ−ｔｅｒｔ−ブチルアクリルアミドのコポリマーを含む、請求項１
に記載の光学センサ。19. The polymer binder of claim 1, wherein the polymer binder comprises a copolymer of N, N-dimethylacrylamide and N-tert-butylacrylamide.
4. The optical sensor according to claim 1.
に記載の光学センサ。20. The luminescent material is a phosphorescent material.
4. The optical sensor according to claim 1.
金である、請求項１に記載の光学センサ。21. The optical sensor according to claim 1, wherein the luminescent material is octaethylporphyrin platinum.
アルキルアクリレート）、ポリ（スチレン）、ポリ（ニトリル）、ポリ（塩化ビ
ニル）、ポリ（ジエン）、ポリ（エステル）、ポリ（カーボネート）、ポリ（シ
ロキサン）、ポリ（ウレタン）、ポリ（オレフィン）、およびそれらのヘテロポ
リマーの組み合わせ、から成る群から選択される１つ以上のポリマーを含む、請
求項２０に記載の光学センサ。22. The method according to claim 19, wherein the polymer binder is poly (acrylate), poly (acrylate),
Alkyl acrylate), poly (styrene), poly (nitrile), poly (vinyl chloride), poly (diene), poly (ester), poly (carbonate), poly (siloxane), poly (urethane), poly (olefin), 21. The optical sensor of claim 20, comprising one or more polymers selected from the group consisting of and combinations of heteropolymers thereof.
、およびメチルメタクリレートのコポリマーを含む、請求項２０に記載の光学セ
ンサ。23. The optical sensor according to claim 20, wherein the polymer binder comprises a copolymer of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate.
波長に対して実質的に透明である、請求項１に記載の光学センサ。24. The optical sensor according to claim 1, wherein the support is substantially transparent to excitation and emission wavelengths of the luminescent material.
項２４に記載の光学センサ。25. The optical sensor according to claim 24, wherein the support is a flexible plastic film.
る群から選択される、請求項２６に記載の光学センサ。27. The optical sensor according to claim 26, wherein the gas is selected from the group consisting of ammonia, carbon dioxide, and oxygen.
センサ。28. The optical sensor according to claim 1, wherein the analyte is an ionic material.
学センサ。29. The optical sensor according to claim 1, wherein the analyte is a non-ionic material.
して該支持体の一方の面上に固体検出層を形成する工程と、を含み、該検出層が
、 （ｉ）分析物の量の変化に応じて、ルミネッセンス材料のルミネッセンス強度
が変化するルミネッセンス材料と、 （ｉｉ）前記ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率的な反射率
を有する反射材料と、 （ｉｉｉ）ポリマーバインダと、を含む、方法。30. A method of making an optical sensor, comprising: (a) providing a support; and (b) coating a liquid mixture on the support, and subsequently coating the liquid mixture. Drying to form a solid detection layer on one surface of the support, the detection layer comprising: (i) a luminescence intensity of the luminescent material changes in response to a change in the amount of the analyte; A method comprising: a luminescent material; (ii) a reflective material having a highly efficient reflectance of the excitation and emission wavelengths of the luminescent material; and (iii) a polymer binder.
求項３０に記載の方法。31. The method of claim 30, wherein said detection layer has a thickness of 0.2 to 15 microns.
求項３０に記載の方法。32. The method of claim 30, wherein said detection layer has a thickness of 0.5 to 10 microns.
０に記載の方法。33. The detection layer according to claim 3, wherein the detection layer has a thickness of 1 to 8 microns.
The method according to 0.
存在する、請求項３０に記載の方法。34. The method of claim 30, wherein said reflective material is present in an amount of 5 to 65% by weight of said detection layer.
で存在する、請求項３０に記載の方法。35. The method of claim 30, wherein said reflective material is present in an amount of 10 to 50% of the weight of said detection layer.
で存在する、請求項３０に記載の方法。36. The method of claim 30, wherein said reflective material is present in an amount of 30 to 50% of the weight of said detection layer.
ティングされた２つ以上の検出層を含む、請求項３０に記載の方法。37. The method of claim 30, wherein said optical sensor comprises two or more detection layers patterned and coated on said support.
である、請求項３７に記載の方法。38. The method of claim 37, wherein said detection layer is capable of detecting concentrations of two or more different analytes.
モン、硫酸バリウム、酸化マグネシウム、およびこれらの組み合わせから成る群
から選択される、請求項３０に記載の方法。40. The method of claim 30, wherein said reflective material is selected from the group consisting of titanium dioxide, zinc oxide, antimony trioxide, barium sulfate, magnesium oxide, and combinations thereof.
の方法。41. The method of claim 30, wherein said reflective material comprises titanium dioxide.
記載の方法。42. The method of claim 30, wherein said reflective material comprises a red polymer pigment.
み合わせを含む、請求項３０に記載の方法。43. The method of claim 30, wherein said reflective material comprises a combination of a red polymer pigment and an inorganic pigment.
応された前記光学センサの外部の層である、請求項３０に記載の方法。44. The method of claim 30, wherein said detection layer is a layer external to said optical sensor adapted for contact with a mixture containing said analyte.
、請求項３０に記載の方法。45. The method of claim 30, wherein said optical sensor comprises said support and said detection layer.
用される前記光学センサの最外部層である、請求項３７に記載の方法。46. The method of claim 37, wherein the two or more detection layers are outermost layers of the optical sensor applied for contact with the analyte.
触のために適用される、請求項４６に記載の方法。47. The method of claim 46, wherein said two or more detection layers are applied for contact with two or more different analytes.
に記載の方法。48. The luminescent material is a fluorescent material.
The method described in.
、ローダミン、およびピレンから成る群から選択される、請求項４８に記載の方
法。49. The method of claim 48, wherein said luminescent material is selected from the group consisting of acridine, fluorescein, rhodamine, and pyrene.
３０に記載の方法。50. The method according to claim 30, wherein said luminescent material is a phosphorescent material.
金である、請求項５０に記載の方法。51. The method of claim 50, wherein said luminescent material is octaethylporphyrin platinum.
ルアミド）、ポリ（アクリレート）、ポリ（アルキルアクリレート）、ポリ（ス
チレン）、ポリ（ニトリル）、ポリ（塩化ビニル）、ポリ（ビニルアルコール）
、ポリ（ジエン）、ポリ（エステル）、ポリ（カーボネート）、ポリ（シロキサ
ン）、ポリ（ウレタン）、ポリ（オレフィン）、ポリ（イミド）、およびそれら
のヘテロポリマーの組み合わせ、ならびにセルロース系およびそれの誘導体から
成る群から選択される１つ以上のポリマーを含む、請求項３０に記載の方法。52. The polymer binder may be poly (amide), poly (acrylamide), poly (acrylate), poly (alkyl acrylate), poly (styrene), poly (nitrile), poly (vinyl chloride), poly (vinyl chloride) alcohol)
, Poly (dienes), poly (esters), poly (carbonates), poly (siloxanes), poly (urethanes), poly (olefins), poly (imides) and combinations of their heteropolymers, and cellulosics and their 31. The method of claim 30, comprising one or more polymers selected from the group consisting of derivatives.
およびメチルメタクリレートのコポリマーを含む、請求項３０に記載の方法。53. The method of claim 30, wherein said polymer binder comprises a copolymer of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate.
ドおよびＮ−ｔｅｒｔ−ブチルアクリルアミドのコポリマーを含む、請求項３０
に記載の方法。54. The polymer binder of claim 30, wherein the polymer binder comprises a copolymer of N, N-dimethylacrylamide and N-tert-butylacrylamide.
The method described in.
項３０に記載の方法。55. The method of claim 30, wherein said polymer binder comprises ethyl cellulose.
高く加熱され、次いで外界条件まで冷却される、請求項３０に記載の方法。56. The method of claim 30, wherein the detection layer is heated above the glass transition temperature of the polymer binder and then cooled to ambient conditions.
波長に対して実質的に透明である、請求項３０に記載の方法。57. The method of claim 30, wherein said support is substantially transparent to excitation and emission wavelengths of said luminescent material.
項５７に記載の方法。58. The method of claim 57, wherein said support is a flexible plastic film.
る群から選択される、請求項５９に記載の方法。60. The method of claim 59, wherein said gas is selected from the group consisting of ammonia, carbon dioxide, and oxygen.
法。61. The method of claim 30, wherein said analyte is an ionic material.
方法。62. The method of claim 30, wherein said analyte is a non-ionic material.
が、 （ａ）分析物の量の変動に応じて、ルミネッセンス材料のルミネッセンス強度
が変動するルミネッセンス材料と、 （ｂ）該ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率的な反射率を有
する反射材料であって、該反射材料が、二酸化チタン、酸化亜鉛、酸化アンチモ
ン、硫酸バリウム、酸化マグネシウム、および赤色ポリマー顔料から成る群から
選択される１つ以上の反射材料を含む、反射材料と、 （ｃ）ポリマーバインダと、を含む、光学センサ。63. An optical sensor comprising a support and a detection layer, the detection layer comprising: (a) a luminescent material whose luminescence intensity varies in response to a change in the amount of an analyte; A) a reflective material having a highly efficient reflectance of the excitation and emission wavelengths of the luminescent material, wherein the reflective material comprises titanium dioxide, zinc oxide, antimony oxide, barium sulfate, magnesium oxide, and a red polymer pigment; An optical sensor comprising: a reflective material comprising one or more reflective materials selected from the group consisting of: and (c) a polymer binder.
あって、支持体および検出層を含み、該検出層が、 （ａ）オクタエチルポルフィリン白金と、 （ｂ）該オクタエチルポルフィリン白金の励起および発光の波長の高効率の反射
を有する反射材料であって、該反射材料が、 二酸化チタン、酸化亜鉛、酸化アンチモン、硫酸バリウム、酸化マグネシウム、
および赤色ポリマー顔料から成る群から選択された１つ以上の反射材料を含む、
反射材料と、 （ｃ）エチルヘキシルメタクリレートおよびメチルメタクリレートのコポリマー
、を含む、光学センサ。64. An optical sensor for use in analyzing the amount of oxygen gas, comprising: a support and a detection layer, wherein the detection layer comprises: (a) octaethylporphyrin platinum; A reflective material having high-efficiency reflection of excitation and emission wavelengths of octaethylporphyrin platinum, wherein the reflection material is titanium dioxide, zinc oxide, antimony oxide, barium sulfate, magnesium oxide,
And one or more reflective materials selected from the group consisting of red polymer pigments.
An optical sensor comprising: a reflective material; and (c) a copolymer of ethylhexyl methacrylate and methyl methacrylate.
ンサであって、支持体および検出層を含み、該検出層が、 （ａ）アクリジン、フルオレセイン、ローダミン、およびピレンから成る群か
ら選択される、ルミネッセンス材料と、 （ｂ）該ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率の反射率を有す
る反射材料であって、 二酸化チタン、酸化亜鉛、酸化アンチモン、硫酸バリウム、酸化マグネシウム、
および赤色ポリマー顔料から成る群から選択された１つ以上の反射材料を含む反
射材料と、 （ｃ）エチルセルロースと、を含む、光学センサ。65. An optical sensor for use in analyzing the amount of carbon dioxide gas, comprising a support and a detection layer, wherein the detection layer comprises: (a) an acridine, fluorescein, rhodamine, and pyrene A luminescent material selected from the group consisting of: (b) a reflective material having a highly efficient reflectance of the excitation and emission wavelengths of the luminescent material, the titanium dioxide, zinc oxide, antimony oxide, barium sulfate, oxide magnesium,
An optical sensor comprising: a reflective material comprising one or more reflective materials selected from the group consisting of: and a red polymer pigment; and (c) ethyl cellulose.
って、検出層および支持体を含み、該検出層は、 （ａ）アクリジン、フルオレセイン、ローダミン、およびピレンから成る群か
ら選択されるルミネッセンス材料と、 （ｂ）該ルミネッセンス材料の励起および発光の波長の高効率の反射を有する
反射材料であって、該反射材料が、 二酸化チタン、酸化亜鉛、酸化アンチモン、硫酸バリウム、酸化マグネシウム、
および赤色ポリマー顔料から成る群から選択された１つ以上の反射材料と、 （ｃ）Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミドおよびＮ−ｔｅｒｔ−ブチルアクリル
アミドのコポリマーと、を含む、光学センサ。66. An optical sensor for use in analyzing the pH of a sample, the sensor comprising a detection layer and a support, wherein the detection layer comprises: (a) a group consisting of acridine, fluorescein, rhodamine, and pyrene. A luminescent material selected from the group consisting of: (b) a reflective material having a highly efficient reflection of excitation and emission wavelengths of the luminescent material, wherein the reflective material comprises titanium dioxide, zinc oxide, antimony oxide, barium sulfate, Magnesium oxide,
An optical sensor comprising: one or more reflective materials selected from the group consisting of: and (c) a copolymer of N, N-dimethylacrylamide and N-tert-butylacrylamide.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/009,917 US6254831B1 (en) | 1998-01-21 | 1998-01-21 | Optical sensors with reflective materials |
| US09/009,917 | 1998-01-21 | ||
| PCT/IB1999/000047 WO1999037997A1 (en) | 1998-01-21 | 1999-01-18 | Optical sensors with reflective materials and methods for producing such optical sensors |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002501191A true JP2002501191A (en) | 2002-01-15 |
Family
ID=21740477
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000528856A Withdrawn JP2002501191A (en) | 1998-01-21 | 1999-01-18 | Optical sensor with reflective material and method for making such an optical sensor |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US6254831B1 (en) |
| EP (1) | EP1051607A1 (en) |
| JP (1) | JP2002501191A (en) |
| AU (1) | AU1777999A (en) |
| CA (1) | CA2318948A1 (en) |
| WO (1) | WO1999037997A1 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006522329A (en) * | 2003-03-07 | 2006-09-28 | ラクセル・バイオサイエンシズ・リミテッド | Oxygen sensitive probe |
| JP2013053901A (en) * | 2011-09-02 | 2013-03-21 | Gunma Univ | Oxygen sensor based on ratio measurement |
| JP2016211867A (en) * | 2015-04-30 | 2016-12-15 | 学校法人 創価大学 | Optical oxygen sensor and manufacturing method thereof |
Families Citing this family (108)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2235738C (en) | 1995-11-22 | 2005-07-26 | Minimed, Inc. | Detection of biological molecules using chemical amplification and optical sensors |
| US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
| US6391005B1 (en) | 1998-03-30 | 2002-05-21 | Agilent Technologies, Inc. | Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth |
| US6331438B1 (en) | 1999-11-24 | 2001-12-18 | Iowa State University Research Foundation, Inc. | Optical sensors and multisensor arrays containing thin film electroluminescent devices |
| US6612901B1 (en) | 2000-06-07 | 2003-09-02 | Micron Technology, Inc. | Apparatus for in-situ optical endpointing of web-format planarizing machines in mechanical or chemical-mechanical planarization of microelectronic-device substrate assemblies |
| US8641644B2 (en) | 2000-11-21 | 2014-02-04 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means |
| US6552794B2 (en) * | 2001-04-04 | 2003-04-22 | Applied Spectral Imaging Ltd. | Optical detection method for improved sensitivity |
| JP2002312659A (en) * | 2001-04-13 | 2002-10-25 | Inter Communications:Kk | Point server system using serial number |
| US7344507B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-03-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for lancet actuation |
| AU2002348683A1 (en) | 2001-06-12 | 2002-12-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge |
| US7025774B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-04-11 | Pelikan Technologies, Inc. | Tissue penetration device |
| US9795747B2 (en) | 2010-06-02 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Methods and apparatus for lancet actuation |
| AU2002320094A1 (en) | 2001-06-12 | 2002-12-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Integrated blood sampling analysis system with multi-use sampling module |
| US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| JP4209767B2 (en) | 2001-06-12 | 2009-01-14 | ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド | Self-optimized cutting instrument with adaptive means for temporary changes in skin properties |
| DE60238119D1 (en) | 2001-06-12 | 2010-12-09 | Pelikan Technologies Inc | ELECTRIC ACTUATOR ELEMENT FOR A LANZETTE |
| US8337419B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-12-25 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
| US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
| US7682318B2 (en) | 2001-06-12 | 2010-03-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Blood sampling apparatus and method |
| US7699791B2 (en) | 2001-06-12 | 2010-04-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for improving success rate of blood yield from a fingerstick |
| US6794191B2 (en) * | 2001-06-25 | 2004-09-21 | Photonic Systems | Process for forming polymer structures containing an oxygen sensor |
| CA2459749A1 (en) * | 2001-09-14 | 2003-03-27 | Merck Patent Gesellschaft Mit Beschraenkter Haftung | Mouldings made from core/shell particles |
| US20030068827A1 (en) * | 2001-10-05 | 2003-04-10 | Ocean Optics, Inc. | Enhanced scattering membranes for improved sensitivity and signal-to-noise of optical chemical sensors, fiber optic oxygen sensor for real time respiration monitoring utilizing same, and method of using sensor |
| US7344894B2 (en) | 2001-10-16 | 2008-03-18 | Agilent Technologies, Inc. | Thermal regulation of fluidic samples within a diagnostic cartridge |
| US7208121B2 (en) * | 2001-12-06 | 2007-04-24 | Auburn University | Plasticizer-free-ion-detective sensors |
| US6989246B2 (en) * | 2002-01-10 | 2006-01-24 | Becton, Dickinson And Company | Sensor formulation for simultaneously monitoring at least two components of a gas composition |
| DE10204338A1 (en) * | 2002-02-01 | 2003-08-14 | Merck Patent Gmbh | Shaped body made of core-shell particles |
| DE10204339A1 (en) * | 2002-02-01 | 2003-08-07 | Merck Patent Gmbh | Strain and compression sensor |
| US7201876B2 (en) * | 2002-03-11 | 2007-04-10 | Auburn University | Ion-detecting sensors comprising plasticizer-free copolymers |
| US7247489B2 (en) * | 2002-03-11 | 2007-07-24 | Auburn University | Ion-detecting microspheres and methods of use thereof |
| US7648468B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-01-19 | Pelikon Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7331931B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-02-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7244265B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-07-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7485128B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-03 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7410468B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-08-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7297122B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7491178B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7901362B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-08 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
| US7563232B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-07-21 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7524293B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-04-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7909778B2 (en) * | 2002-04-19 | 2011-03-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7374544B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9314194B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-04-19 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9795334B2 (en) | 2002-04-19 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7713214B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-11 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with optical analyte sensing |
| US7141058B2 (en) | 2002-04-19 | 2006-11-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a body fluid sampling device using illumination |
| US8372016B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-02-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US8579831B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-11-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7291117B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-06 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8784335B2 (en) | 2002-04-19 | 2014-07-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling device with a capacitive sensor |
| US7582099B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-09-01 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7976476B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
| US8221334B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-07-17 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7892183B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8267870B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-09-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation |
| AU2003231749A1 (en) | 2002-04-19 | 2003-11-03 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
| US7547287B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-06-16 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| DE10227071A1 (en) * | 2002-06-17 | 2003-12-24 | Merck Patent Gmbh | Composite material containing core-shell particles |
| US7341502B2 (en) | 2002-07-18 | 2008-03-11 | Micron Technology, Inc. | Methods and systems for planarizing workpieces, e.g., microelectronic workpieces |
| DE10245848A1 (en) * | 2002-09-30 | 2004-04-01 | Merck Patent Gmbh | Process for the production of inverse opal structures |
| US8574895B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-11-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels |
| US6999807B2 (en) * | 2003-01-23 | 2006-02-14 | Scimed Life Systems, Inc. | pH measuring balloon |
| WO2004107975A2 (en) | 2003-05-30 | 2004-12-16 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for fluid injection |
| EP1633235B1 (en) | 2003-06-06 | 2014-05-21 | Sanofi-Aventis Deutschland GmbH | Apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| WO2006001797A1 (en) | 2004-06-14 | 2006-01-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Low pain penetrating |
| EP1635700B1 (en) | 2003-06-13 | 2016-03-09 | Sanofi-Aventis Deutschland GmbH | Apparatus for a point of care device |
| US8282576B2 (en) | 2003-09-29 | 2012-10-09 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for an improved sample capture device |
| US9351680B2 (en) | 2003-10-14 | 2016-05-31 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a variable user interface |
| WO2005046443A2 (en) * | 2003-11-07 | 2005-05-26 | Georgia Tech Research Corporation | Combination catheter devices, methods, and systems |
| US7822454B1 (en) | 2005-01-03 | 2010-10-26 | Pelikan Technologies, Inc. | Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration |
| WO2005065414A2 (en) | 2003-12-31 | 2005-07-21 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture |
| EP1713399A4 (en) * | 2004-02-06 | 2010-08-11 | Georgia Tech Res Inst | CMUT DEVICES AND METHODS OF MANUFACTURE |
| US7646133B2 (en) * | 2004-02-27 | 2010-01-12 | Georgia Tech Research Corporation | Asymmetric membrane cMUT devices and fabrication methods |
| JP2007531357A (en) * | 2004-02-27 | 2007-11-01 | ジョージア テック リサーチ コーポレイション | Harmonic CMUT element and manufacturing method |
| JP2007527285A (en) * | 2004-02-27 | 2007-09-27 | ジョージア テック リサーチ コーポレイション | Multi-element electrode CMUT element and manufacturing method |
| DE102004033303A1 (en) * | 2004-04-16 | 2005-11-03 | Endress + Hauser Conducta Gesellschaft für Mess- und Regeltechnik mbH + Co. KG | Device for determining and / or monitoring an analyte contained in a fluid process medium |
| EP1751546A2 (en) | 2004-05-20 | 2007-02-14 | Albatros Technologies GmbH & Co. KG | Printable hydrogel for biosensors |
| US9775553B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-10-03 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
| WO2005120365A1 (en) | 2004-06-03 | 2005-12-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a fluid sampling device |
| DE102004032120A1 (en) * | 2004-07-01 | 2006-02-09 | Merck Patent Gmbh | Diffractive colorants for cosmetics |
| US8652831B2 (en) | 2004-12-30 | 2014-02-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte measurement test time |
| JP4901858B2 (en) * | 2006-03-29 | 2012-03-21 | 株式会社クラレ | Detection composition and food packaging material evaluation model using the same |
| WO2009126900A1 (en) | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for analyte detecting device |
| RU2532359C2 (en) * | 2008-11-07 | 2014-11-10 | Ф.Хоффманн-Ля Рош Аг | Fine-grained fillers for photometric reactive films |
| US9375169B2 (en) | 2009-01-30 | 2016-06-28 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system |
| GB2470757B (en) * | 2009-06-04 | 2013-11-06 | Haemaflow Ltd | Non invasive gas analysis |
| US8965476B2 (en) | 2010-04-16 | 2015-02-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| GB2480640A (en) * | 2010-05-26 | 2011-11-30 | Univ Antwerpen | Luminescence enhancing beads for bio-imaging |
| WO2011159291A1 (en) * | 2010-06-16 | 2011-12-22 | Empire Technology Development Llc | Oxygen detection using metalloporphyrins |
| US20120129268A1 (en) * | 2010-11-19 | 2012-05-24 | Mayer Daniel W | Photoluminescent oxygen probe with reduced cross-sensitivity to humidity |
| US8945936B2 (en) | 2011-04-06 | 2015-02-03 | Fresenius Medical Care Holdings, Inc. | Measuring chemical properties of a sample fluid in dialysis systems |
| US9030551B2 (en) * | 2011-05-24 | 2015-05-12 | Discovery Metals, Llc | Ambient reflectivity absorption system for identifying precious or semi-precious materials and associated methods |
| US8742370B2 (en) * | 2012-03-21 | 2014-06-03 | Bah Holdings Llc | Gas sensor |
| BR112016014909B1 (en) * | 2013-12-23 | 2022-10-18 | General Cable Technologies Corporation | ELECTRICAL CABLE AND METHOD TO FORM AN ELECTRIC CABLE |
| JP6020513B2 (en) | 2014-05-29 | 2016-11-02 | 横河電機株式会社 | Cell culture bag and method for producing cell culture bag |
| CN105424627A (en) * | 2015-11-23 | 2016-03-23 | 江苏腾盛纺织科技集团有限公司 | A kind of photocatalyst TiO2 hydrosol active detection method |
| CN105445261A (en) * | 2015-11-23 | 2016-03-30 | 江苏腾盛纺织科技集团有限公司 | A method for detecting the photocatalytic performance of photocatalyst TiO2 fabric surface |
| US10060847B2 (en) * | 2015-12-30 | 2018-08-28 | Bio-Rad Laboratories, Inc. | Detection and signal processing system for particle assays |
| CN105823742B (en) * | 2016-03-16 | 2018-06-29 | 江西耀升钨业股份有限公司 | The assay method of additive content in a kind of tungsten carbide |
Family Cites Families (71)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA557258A (en) | 1955-02-23 | 1958-05-13 | A. Russell Theodore | Multilayer hopper for feeding a plurality of coating compositions |
| US3662802A (en) | 1962-07-02 | 1972-05-16 | Monsanto Res Corp | Hydrazine perchlorate lithium perchlorate eutectics |
| US3992158A (en) | 1973-08-16 | 1976-11-16 | Eastman Kodak Company | Integral analytical element |
| DE2508637C3 (en) | 1975-02-28 | 1979-11-22 | Max-Planck-Gesellschaft Zur Foerderung Der Wissenschaften E.V., 3400 Goettingen | Arrangement for the optical measurement of blood gases |
| US4042335A (en) | 1975-07-23 | 1977-08-16 | Eastman Kodak Company | Integral element for analysis of liquids |
| US4381921A (en) | 1978-12-27 | 1983-05-03 | Eastman Kodak Company | Element, structure and method for the analysis or transport of liquids |
| JPS568549A (en) | 1979-07-02 | 1981-01-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | Multilayer chemical analyzing material |
| US4734375A (en) | 1980-05-27 | 1988-03-29 | Miles Laboratories, Inc. | Ion specific test method |
| US4476870A (en) | 1982-03-30 | 1984-10-16 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Fiber optic PO.sbsb.2 probe |
| DE3369801D1 (en) | 1982-10-06 | 1987-03-19 | Avl Ag | Measurement device for determining the carbon dioxide content of a sample |
| AT379688B (en) | 1982-11-22 | 1986-02-10 | List Hans | SENSOR ELEMENT FOR DETERMINING THE O2 CONTENT OF A SAMPLE |
| US5030420A (en) | 1982-12-23 | 1991-07-09 | University Of Virginia Alumni Patents Foundation | Apparatus for oxygen determination |
| JPS59171864A (en) | 1983-03-18 | 1984-09-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | Multi-layered analytical element for quantitative analysis of bilirubin |
| CA1222438A (en) | 1983-05-12 | 1987-06-02 | Steven C. Charlton | Unified test means for ion determination |
| US4649123A (en) | 1983-05-12 | 1987-03-10 | Miles Laboratories, Inc. | Ion test means having a hydrophilic carrier matrix |
| JPS60108753A (en) | 1983-11-18 | 1985-06-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | Multilayer chemical analysis element |
| US4670218A (en) | 1984-02-24 | 1987-06-02 | Miles Laboratories, Inc. | Ion test means having a porous carrier matrix |
| US4752115A (en) | 1985-02-07 | 1988-06-21 | Spectramed, Inc. | Optical sensor for monitoring the partial pressure of oxygen |
| JPS61245057A (en) | 1985-04-23 | 1986-10-31 | Fuji Photo Film Co Ltd | Integral type multi-layered analyzing element |
| US5043286A (en) | 1985-07-03 | 1991-08-27 | Abbott Laboratories | Method and sensor for measuring oxygen concentration |
| EP0227815A4 (en) | 1985-07-03 | 1988-06-23 | Internat Biomedics Inc | Methods of measuring oxygen concentration. |
| US4810655A (en) | 1985-07-03 | 1989-03-07 | Abbott Laboratories | Method for measuring oxygen concentration |
| US4680268A (en) | 1985-09-18 | 1987-07-14 | Children's Hospital Medical Center | Implantable gas-containing biosensor and method for measuring an analyte such as glucose |
| US4689309A (en) | 1985-09-30 | 1987-08-25 | Miles Laboratories, Inc. | Test device, method of manufacturing same and method of determining a component in a sample |
| US4919891A (en) | 1986-04-18 | 1990-04-24 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Sensor with overcoating and process for making same |
| US4824789B1 (en) | 1986-10-10 | 1996-08-13 | Minnesota Mining & Mfg | Gas sensor |
| CA1289872C (en) | 1986-06-18 | 1991-10-01 | David L. Woodrum | Reversible immobilization of assay reagents in a multizone test device |
| US4895156A (en) | 1986-07-02 | 1990-01-23 | Schulze John E | Sensor system using fluorometric decay measurements |
| US5190729A (en) | 1986-09-08 | 1993-03-02 | C. R. Bard, Inc. | Luminescent oxygen sensor based on a lanthanide complex |
| US4861727A (en) | 1986-09-08 | 1989-08-29 | C. R. Bard, Inc. | Luminescent oxygen sensor based on a lanthanide complex |
| US5075127A (en) | 1986-10-10 | 1991-12-24 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Sensor with overcoating and process for making same |
| US5352348A (en) | 1987-04-09 | 1994-10-04 | Nova Biomedical Corporation | Method of using enzyme electrode |
| IL84422A (en) | 1987-04-15 | 1993-03-15 | Technicon Instr | Process for the preparation of chromogenic cryptahemispherands |
| US4808539A (en) | 1987-04-15 | 1989-02-28 | Technicon Instruments Corporation | Compounds, reagents and procedures for determining cations |
| US4716363A (en) | 1987-05-08 | 1987-12-29 | Hewlett-Packard Company | Exponential decay time constant measurement using frequency of offset phase-locked loop: system and method |
| AT389590B (en) | 1987-05-27 | 1989-12-27 | Avl Verbrennungskraft Messtech | METHOD FOR THE CONTINUOUS, QUANTITATIVE DETERMINATION OF SULFUR DIOXIDE AND ARRANGEMENT FOR IMPLEMENTING THE METHOD |
| AT388248B (en) | 1987-07-20 | 1989-05-26 | Avl Verbrennungskraft Messtech | COVER LAYER, PREFERABLY FOR SAMPLE-SIDE ATTACHMENT TO OPTICAL ION SENSORS |
| US4974929A (en) | 1987-09-22 | 1990-12-04 | Baxter International, Inc. | Fiber optical probe connector for physiologic measurement devices |
| US4895798A (en) | 1987-11-13 | 1990-01-23 | Miles, Inc. | Test devices for determination of occult blood |
| DK163194C (en) | 1988-12-22 | 1992-06-22 | Radiometer As | METHOD OF PHOTOMETRIC IN VITRO DETERMINING A BLOOD GAS PARAMETER IN A BLOOD TEST |
| US5173432A (en) | 1987-12-14 | 1992-12-22 | The Dow Chemical Company | Apparatus and method for measuring the concentration or partial pressure of oxygen |
| US4994396A (en) * | 1987-12-14 | 1991-02-19 | The Dow Chemical Company | Method for measuring the concentration or partial pressure of oxygen |
| US5208147A (en) | 1988-07-21 | 1993-05-04 | Radiometer A/S | Means for measuring a characteristic in a sample fluid |
| US4925268A (en) | 1988-07-25 | 1990-05-15 | Abbott Laboratories | Fiber-optic physiological probes |
| US5047350A (en) | 1989-01-19 | 1991-09-10 | Eastman Kodak Company | Material and method for oxygen sensing |
| DE3923950A1 (en) | 1989-07-19 | 1991-01-31 | Biotechnolog Forschung Gmbh | FIBER OPTICAL SENSOR ARRANGEMENT FOR DETERMINING AN ANALYTIC, IN PARTICULAR OF GLUCOSE |
| GB9002856D0 (en) | 1990-02-08 | 1990-04-04 | Alcan Int Ltd | Fluid detection device |
| US5127405A (en) | 1990-02-16 | 1992-07-07 | The Boc Group, Inc. | Biomedical fiber optic probe with frequency domain signal processing |
| US5081042A (en) | 1990-03-20 | 1992-01-14 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Ionic component sensor and method for making and using same |
| US5081041A (en) | 1990-04-03 | 1992-01-14 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Ionic component sensor and method for making and using same |
| US5260195A (en) | 1991-01-03 | 1993-11-09 | Boehringer Mannheim Corporation | Nonaqueous polymeric reagent compositions and applications thereof |
| US5250264A (en) * | 1991-01-25 | 1993-10-05 | Trustees Of Tufts College | Method of making imaging fiber optic sensors to concurrently detect multiple analytes of interest in a fluid sample |
| AU1919092A (en) | 1991-05-03 | 1992-12-21 | University Of Maryland At Baltimore | Method for optically measuring chemical analytes |
| US5281825A (en) | 1991-09-05 | 1994-01-25 | The University Of Maryland School Of Medicine | Phase fluorometry using a modulated electroluminescent lamp as a light source |
| US6362175B1 (en) | 1991-09-20 | 2002-03-26 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Porphyrin compounds for imaging tissue oxygen |
| US5453248A (en) | 1992-03-09 | 1995-09-26 | Optical Sensors Incorporated | Cross-linked gas permeable membrane of a cured perfluorinated urethane polymer, and optical gas sensors fabricated therewith |
| US5298144A (en) | 1992-09-15 | 1994-03-29 | The Yellow Springs Instrument Company, Inc. | Chemically wired fructose dehydrogenase electrodes |
| US5326531A (en) | 1992-12-11 | 1994-07-05 | Puritan-Bennett Corporation | CO2 sensor using a hydrophilic polyurethane matrix and process for manufacturing |
| US5298741A (en) * | 1993-01-13 | 1994-03-29 | Trustees Of Tufts College | Thin film fiber optic sensor array and apparatus for concurrent viewing and chemical sensing of a sample |
| US5341805A (en) | 1993-04-06 | 1994-08-30 | Cedars-Sinai Medical Center | Glucose fluorescence monitor and method |
| US5387329A (en) | 1993-04-09 | 1995-02-07 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Extended use planar sensors |
| US5552272A (en) * | 1993-06-10 | 1996-09-03 | Biostar, Inc. | Detection of an analyte by fluorescence using a thin film optical device |
| US5387525A (en) | 1993-09-03 | 1995-02-07 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Method for activation of polyanionic fluorescent dyes in low dielectric media with quaternary onium compounds |
| US5462879A (en) | 1993-10-14 | 1995-10-31 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method of sensing with emission quenching sensors |
| US5462858A (en) | 1993-12-29 | 1995-10-31 | Eastman Kodak Company | Dry multilayer analytical elements for assaying transaminases |
| PL316132A1 (en) | 1994-03-25 | 1996-12-23 | Ciba Geigy Ag | Optical sensor for determination of ions |
| CZ318596A3 (en) | 1994-05-02 | 1997-05-14 | Ciba Geigy Ag | METHOD OF INDEPENDENT REVERSIBLE OPTICAL DETERMINATION OF pH VALUE AND IONIC STRENGTH |
| US5494562A (en) | 1994-06-27 | 1996-02-27 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Electrochemical sensors |
| US5605152A (en) | 1994-07-18 | 1997-02-25 | Minimed Inc. | Optical glucose sensor |
| US5464777A (en) | 1994-09-26 | 1995-11-07 | Miles Inc. | Dry reagent for creatinine assay |
| US5863460A (en) * | 1996-04-01 | 1999-01-26 | Chiron Diagnostics Corporation | Oxygen sensing membranes and methods of making same |
-
1998
- 1998-01-21 US US09/009,917 patent/US6254831B1/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-01-18 WO PCT/IB1999/000047 patent/WO1999037997A1/en not_active Ceased
- 1999-01-18 JP JP2000528856A patent/JP2002501191A/en not_active Withdrawn
- 1999-01-18 CA CA002318948A patent/CA2318948A1/en not_active Abandoned
- 1999-01-18 EP EP99900082A patent/EP1051607A1/en not_active Withdrawn
- 1999-01-18 AU AU17779/99A patent/AU1777999A/en not_active Abandoned
-
2001
- 2001-03-30 US US09/823,734 patent/US20010012539A1/en not_active Abandoned
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006522329A (en) * | 2003-03-07 | 2006-09-28 | ラクセル・バイオサイエンシズ・リミテッド | Oxygen sensitive probe |
| JP2013053901A (en) * | 2011-09-02 | 2013-03-21 | Gunma Univ | Oxygen sensor based on ratio measurement |
| JP2016211867A (en) * | 2015-04-30 | 2016-12-15 | 学校法人 創価大学 | Optical oxygen sensor and manufacturing method thereof |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CA2318948A1 (en) | 1999-07-29 |
| WO1999037997A1 (en) | 1999-07-29 |
| US20010012539A1 (en) | 2001-08-09 |
| EP1051607A1 (en) | 2000-11-15 |
| US6254831B1 (en) | 2001-07-03 |
| AU1777999A (en) | 1999-08-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2002501191A (en) | Optical sensor with reflective material and method for making such an optical sensor | |
| US8647883B2 (en) | Material compositions for sensors for determination of chemical species at trace concentrations | |
| JP3740466B2 (en) | Reagent for optical emission measurement of analyte | |
| CN101036046B (en) | Fluorescence pH detector system and related methods | |
| US4892640A (en) | Sensor for the determination of electrolyte concentrations | |
| Chang et al. | A fluorescence lifetime-based solid sensor for water | |
| Liao et al. | Optical chemosensors for the gas phase detection of aldehydes: mechanism, material design, and application | |
| WO2001077672A2 (en) | Molecularly imprinted polymer based sensors for the detection of narcotics | |
| JP2001512236A (en) | Method and apparatus for normalizing fluorescence intensity signal | |
| US20030068827A1 (en) | Enhanced scattering membranes for improved sensitivity and signal-to-noise of optical chemical sensors, fiber optic oxygen sensor for real time respiration monitoring utilizing same, and method of using sensor | |
| US20030003587A1 (en) | Molecularly imprinted polymer based sensors for the detection of narcotics | |
| Mohr et al. | Optical sensing of anions via polarity-sensitive dyes: A bulk sensor membrane for nitrate | |
| Fernández-Sánchez et al. | Novel nanostructured materials to develop oxygen-sensitive films for optical sensors | |
| EP2094377B1 (en) | Spreading layer and humidity control layer for enhancing sensor performance | |
| JP2002523745A (en) | Metal overcoating as a light attenuation layer for optical sensors | |
| JP2004177247A (en) | Carbon dioxide measurement method | |
| JPS5910837A (en) | Optical measuring device for physical quantity value and concentration of substance and method of disposing scattered piece in indicator chamber | |
| US6812035B1 (en) | Dye desortion molecular indicator | |
| US9376315B2 (en) | Polarized fluorescent nanospheres | |
| Moradian et al. | Continuous optical monitoring of aqueous amines in transflectance mode | |
| EP2728343A1 (en) | Optical probe for quantitatively determining an analyte | |
| US20260033757A1 (en) | Transcutaneous co2 sensor and uses thereof | |
| CA1128333A (en) | Determination of conjugated and unconjugated bilirubin | |
| JP2505942B2 (en) | Analysis element | |
| EP1766372A1 (en) | Devices and methods for product authentication and/or monitoring |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20060404 |